JPH06138027A - Optical echo microscope - Google Patents
Optical echo microscopeInfo
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- JPH06138027A JPH06138027A JP4284701A JP28470192A JPH06138027A JP H06138027 A JPH06138027 A JP H06138027A JP 4284701 A JP4284701 A JP 4284701A JP 28470192 A JP28470192 A JP 28470192A JP H06138027 A JPH06138027 A JP H06138027A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、例えば物質の物理化学
的な性質の差を光学的に観察できる光エコー顕微鏡に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an optical echo microscope capable of optically observing a difference in physicochemical properties of substances.
【０００２】[0002]
【従来の技術】一般に、レーザー光で試料を走査して得
られた光情報を用いて試料を観察するレーザー走査顕微
鏡が知られている。しかし、従来のレーザー走査顕微鏡
によって得られる試料の情報は、通常の光学顕微鏡の画
像から得られる情報と比較すると質的に大差ないもので
あった。これに対して、本出願人は特願平３−３０３５
０号の明細書において、通常の光学顕微鏡では得られな
い試料の物理化学的な性質の差異に関する情報を得るこ
とができる顕微鏡として光エコー顕微鏡を提案した。光
エコー顕微鏡は、原理的には試料にレーザー光を照射し
て、試料中に含まれているそのレーザー光と共鳴しうる
光吸収体における光エコーによる光学的位相緩和時間
（一般に、「Ｔ２緩和時間」又は「横緩和時間」と呼ば
れている時間である）を測定する物である。光エコーの
現象については、例えば、「超高速光技術」（矢島達男
編、丸善、平成２年３月発行）に記載されている。2. Description of the Related Art Generally, there is known a laser scanning microscope for observing a sample by using optical information obtained by scanning the sample with a laser beam. However, the information of the sample obtained by the conventional laser scanning microscope is qualitatively the same as the information obtained from the image of the usual optical microscope. On the other hand, the present applicant has filed Japanese Patent Application No.
In the specification of No. 0, an optical echo microscope was proposed as a microscope capable of obtaining information on the difference in the physicochemical properties of the sample, which cannot be obtained by the ordinary optical microscope. In principle, the optical echo microscope irradiates a sample with a laser beam, and an optical phase relaxation time (generally, "T2 relaxation" by an optical echo in a light absorber contained in the sample and capable of resonating with the laser beam). It is the time called "time" or "transverse relaxation time"). The phenomenon of optical echo is described in, for example, “Ultrafast optical technology” (edited by Tatsuo Yajima, Maruzen, published in March 1990).
【０００３】特願平３−３０３５０号明細書において
は、光エコー測定とレーザー走査顕微鏡と組み合わせて
そのレーザー光と試料とを２次元的に、さらには３次元
的に相対的に走査して、得られた位相緩和時間を２次元
的又は３次元的にマッピングすることにより、試料の物
理化学的な性質の分布状態を明らかにすることができる
と述べた。また、同時に通常のレーザー走査顕微鏡とし
ての画像も得ることができるとした。In Japanese Patent Application No. 3-30350, a laser scanning microscope and a laser scanning microscope are combined to scan the laser beam and a sample two-dimensionally and further three-dimensionally. It was stated that the distribution state of the physicochemical properties of the sample can be clarified by mapping the obtained phase relaxation time two-dimensionally or three-dimensionally. It was also stated that an image as a normal laser scanning microscope could be obtained at the same time.
【０００４】例えば、レーザー光と共鳴し得る色素を、
結晶質と非晶質とが混在するポリマー中に分散した場
合、結晶質中と非晶質中とでは光学的位相緩和時間が異
なることを利用することにより、結晶質相と非晶質相と
がどのような形で混在するのかを光エコー顕微鏡により
観察することができる。また、固体の場合には、その光
学的位相緩和時間は蓄積フォトンエコーのヘテロダイン
検出により容易に測定することができる。さらに、光位
相変調によるヘテロダイン検出法も使用できる。For example, a dye that can resonate with laser light is
When dispersed in a polymer in which crystalline and amorphous are mixed, by utilizing the fact that the optical phase relaxation time is different between crystalline and amorphous, a crystalline phase and an amorphous phase are obtained. It is possible to observe with the optical echo microscope what kind of forms are mixed. Further, in the case of a solid, its optical phase relaxation time can be easily measured by heterodyne detection of accumulated photon echo. Furthermore, a heterodyne detection method using optical phase modulation can also be used.
【０００５】本発明で利用している光エコーの光位相変
調によるヘテロダイン検出法については、本出願人によ
る特願平２−２５３０１１号の明細書に開示されてい
る。以下、特願平２−２５３０１１号明細書により測定
法を述べる。The heterodyne detection method by optical phase modulation of the optical echo used in the present invention is disclosed in the specification of Japanese Patent Application No. 2-253011, filed by the present applicant. Hereinafter, the measuring method will be described in the specification of Japanese Patent Application No. 2-253011.
【０００６】本測定は、パルス光を用い、基本的には誘
導フォトンエコーという現象を利用している。This measurement uses pulsed light and basically utilizes a phenomenon called stimulated photon echo.
【０００７】よく知られているように、物質の光励起状
態はその密度行列の運動法的式（Ｌｉｏｖｉｌｌｅの法
定式）で表現でき、便宜的に密度行列の対角成分の緩和
時間をＴ1 時間（縦緩和時間）、非対角成分の緩和時間
をＴ2 時間（横緩和時間）と呼んで区別している。縦緩
和とは、光励起状態がエネルギーの放出をともなって緩
和する過程を意味すると考えられており、横緩和とは入
射光によって物質中にもたらされた電気的分極の振動の
コヒーレンシーが乱されてゆく過程も示すと考えられて
いる。As is well known, the photoexcited state of a substance can be expressed by the kinetic equation of its density matrix (Lioville's law), and for the sake of convenience, the relaxation time of the diagonal component of the density matrix is T 1 hour. (Longitudinal relaxation time) and relaxation time of non-diagonal components are called T 2 hours (horizontal relaxation time) to distinguish them. Longitudinal relaxation is considered to mean the process in which the photoexcited state relaxes with the release of energy, and transverse relaxation refers to the disturbance of the coherency of the oscillation of electrical polarization brought into the substance by incident light. It is also believed to show the going process.
【０００８】光エコー（フォトンエコー）という現象
は、３次の非線形光学効果の一種であると考えられる
が、その中の誘導フォトンエコーについて図２により説
明する。物質をエネルギー共鳴的に適当なパルス光で励
起する場合を考える。まずｔ1 時にＥ1 のパルス光を照
射し、続いてｔ2 時にＥ2 のパルス光を照射する。次に
ｔ3 時に第３のパルスＥ3 を照射すると、（ｔ3 ＋ｔ2
−ｔ1 ＝ｔ3 ＋τ）時に今度は逆に物質から光が放射さ
れてくる。これが誘導フォトンエコー光である。そし
て、誘導フォトンエコー光の強度は、ｅｘｐ（−４τ／
Ｔ2）に比例して減衰する。従って、光エコー顕微鏡で
は、τを変えながら強度測定をして、物質ごと、または
状態ごとに異なるＴ2を求めるものである。The phenomenon called optical echo (photon echo) is considered to be a kind of third-order nonlinear optical effect, and the stimulated photon echo in it will be described with reference to FIG. Consider the case where a substance is excited with an appropriate pulsed light in energy resonance. First, the pulsed light of E 1 is irradiated at t 1 , and then the pulsed light of E 2 is irradiated at t 2 . Next, when irradiated with t 3 at a third pulse E 3, (t 3 + t 2
At −t 1 = t 3 + τ), light is emitted from the substance. This is the stimulated photon echo light. The intensity of the stimulated photon echo light is exp (-4τ /
It decays in proportion to T 2 ). Therefore, in the optical echo microscope, the intensity is measured while changing τ, and T 2 which is different for each substance or each state is obtained.
【０００９】先のＬｉｏｖｉｌｌｅの方程式を、回転波
近似、及び弱励起光近似による摂動展開により計算する
と、３次の非線形分極波すなわちエコー波が求まる。When the above-mentioned Lioville equation is calculated by perturbation expansion by the rotating wave approximation and the weak excitation light approximation, a third-order nonlinear polarization wave, that is, an echo wave is obtained.
【００１０】フォトンエコーは、３次の非線形光学現象
の一種でり、一般にはその効果は小さい。再生励起光に
対してフォトンエコー光強度は数桁弱いのが普通であ
る。このような微弱光を検出するのに、光の干渉を利用
すると検出精度が上がることが知られている。The photon echo is a kind of third-order nonlinear optical phenomenon, and its effect is generally small. The photon echo light intensity is usually several orders of magnitude weaker than the reproduction excitation light. It is known that detection accuracy is improved by utilizing light interference to detect such weak light.
【００１１】この場合、微弱光（フォトンエコー光）
は、位相特性の既知の光波（プローブ光Ｅ4 ）と干渉さ
せて、微弱光の強度及び位相の変化を増幅して観測（測
定）する。このとき、微弱光の強度又は周波数をなんら
かの方法で変調し、合成光（エコー光とプローブ光との
合成光）出力中の同期成分だけを増幅してコントラスト
を上げることが一般に行われている。In this case, weak light (photon echo light)
Causes interference with a light wave (probe light E 4 ) having a known phase characteristic, and amplifies and measures (measures) changes in the intensity and phase of weak light. At this time, it is common practice to modulate the intensity or frequency of the weak light by some method and to amplify only the synchronous component in the output of the combined light (the combined light of the echo light and the probe light) to increase the contrast.
【００１２】光エコーとプローブ光の干渉により得られ
る光の信号強度は、書込時の遅延時間ｔ21（＝ｔ2−
ｔ1）と読出時の遅延時間ｔ43（＝ｔ4−ｔ3）との僅か
な差により、大きく変化する。これは、光干渉の極めて
優れた特長である反面欠点でもある。The signal strength of the light obtained by the interference between the optical echo and the probe light is the delay time t 21 (= t 2 −
A large difference is caused by a slight difference between t 1 ) and the delay time t 43 (= t 4 −t 3 ) at the time of reading. This is an extremely excellent feature of optical interference, but it is also a drawback.
【００１３】本発明においては、遅延時間ｔ21と遅延時
間ｔ43とを、１０~10 ｓｅｃの精度で一致させなければ
ならない。この時間は、光路長に変換すると、１０~2μ
ｍに相当する。従って、エコー光をプローブ光との干渉
により検出する装置では、１０~2μｍ程度の機械的精度
が要求されることになり、これを現在の技術力で成し遂
げようとすると、極めて高価で大掛かりな装置が必要に
なる。そのために、本発明では、以下のようにしてい
る。In the present invention, the delay time t 21 and the delay time t 43 must be matched with an accuracy of 10 to 10 sec. This time is 10 to 2 μ when converted to the optical path length.
Corresponds to m. Therefore, a device that detects echo light by interference with the probe light requires a mechanical accuracy of about 10 to 2 μm, which is extremely expensive and large-scaled if it is attempted to achieve this with current technological capabilities. Equipment is required. Therefore, the present invention is as follows.
【００１４】ｔ42−ｔ21を、光の１周期以上変調する
と、エコー光とプローブ光との合成光の強度もそれと同
期して変調することが判る。ここで、ｔ43即ち励起光と
プローブ光との遅延時間を同期して振動させることを考
える。これは励起光に対しプローブ光を相対的に位相変
調したことと同等である。この時に、位相変調周波数の
偶数倍の変調成分のみが残ることが判る。It can be seen that if t 42 -t 21 is modulated for one light cycle or more, the intensity of the combined light of the echo light and the probe light is also modulated in synchronization with it. Here, consider t 43, that is, oscillating in synchronization with the delay time between the excitation light and the probe light. This is equivalent to phase-modulating the probe light relative to the excitation light. At this time, it can be seen that only the modulation component of an even multiple of the phase modulation frequency remains.
【００１５】従って、励起光とプローブ光を相対的に周
波数ｆで位相変調し、エコー光とプローブ光との合成光
を光電変換して得られる電信信号からｆの偶数倍（２
倍、４倍、６倍・・・・・・）の成分だけを抽出すれ
ば、エコー光を安定に高精度で検出器することができる
訳である。Therefore, the excitation light and the probe light are phase-modulated relatively at the frequency f, and the composite light of the echo light and the probe light is photoelectrically converted, and an even multiple of f (2
It is possible to stably detect the echo light with high accuracy by extracting only the components of 4 times, 4 times, 6 times ...
【００１６】特願平２−２５３０１１号の明細書で述べ
た実施例においては、光源としては、再生励起光光源プ
ローブ光光源とを兼用したものであり、モード同期ＹＡ
Ｇレーザーの高調波励起キトンレッド色素レーザであ
る。繰り返し周波数８２ＭＨｚのパルス光を出力する。
キトンレッド色素レーザーからは全ての波長選択素子を
取り外した。その結果、中心波長６２０ｎｍ、スペクト
ル幅４００ｃｍ~1（相関時間３７ｆｓｅｃフェムト秒に
相当）のインコヒーレント光が得られる。In the embodiment described in the specification of Japanese Patent Application No. 2-253011, the light source also serves as a reproduction excitation light source probe light source, and the mode-locked YA is used.
It is a Harmonic excitation Kiton Red dye laser of G laser. A pulsed light having a repetition frequency of 82 MHz is output.
All wavelength selective elements were removed from the Kiton Red dye laser. As a result, incoherent light with a central wavelength of 620 nm and a spectral width of 400 cm to 1 (corresponding to a correlation time of 37 fsec femtoseconds) can be obtained.
【００１７】図２に、ｔ1，ｔ2，ｔ3，ｔ4の関係を示
す。ｔ1とｔ3、ｔ2とｔ4が８０ＭＨｚで繰り返され、ｔ
1とｔ2、ｔ3とｔ4の間が遅延手段によって例えば、５ｐ
ｓｅｃという遅延時間に設定される。ｔ1とｔ2、ｔ3と
ｔ4の間は位相変調手段によって、位相変調が加えられ
る。FIG. 2 shows the relationship among t 1 , t 2 , t 3 and t 4 . t 1 and t 3 , t 2 and t 4 are repeated at 80 MHz,
Between 1 and t 2 and between t 3 and t 4 is, for example, 5p due to the delay means.
The delay time is set to sec. Phase modulation is applied by the phase modulation means between t 1 and t 2 and between t 3 and t 4 .
【００１８】[0018]
【発明が解決しようとする課題】その本出願人の先願に
係わる光エコー顕微鏡は、基本構成として共焦点型レー
ザー顕微鏡であった。共焦点型レーザー走査顕微鏡は、
走査手段および光学系の共焦点配置などが必要であり装
置が複雑になる。先願の光エコー顕微鏡においても装置
が複雑になるという問題点があった。The optical echo microscope according to the prior application of the present applicant was a confocal laser microscope as a basic configuration. The confocal laser scanning microscope
A confocal arrangement of the scanning means and the optical system is required, which complicates the apparatus. The optical echo microscope of the previous application also has a problem that the device becomes complicated.
【００１９】本発明はかかる点に鑑み、簡便な光エコー
顕微鏡を提供することを第１の目的とする。In view of the above points, the first object of the present invention is to provide a simple optical echo microscope.
【００２０】ところで、人間組織・細胞の病理状態を光
学的に検査できる光学的病理検査装置に関して、一般
に、光学顕微鏡やレーザー走査顕微鏡を用いた光学的病
理組織・細胞診断法が知られている。これらの従来法で
は、主に被検試料の色素染色による可視化・形態観察お
よび染色の程度・分布から病理診断を行っている。従っ
て、被検試料の分子レベルでの構造およびダイナミクス
に関する情報は得られず、分子レベルでの病理診断はほ
とんど不可能であった。特に、発病初期などに見られる
非常に微妙な変化−分子レベルでの構造・組成変化を検
出し診断する必要のあるものには、従来法では不十分な
場合があった。これは、生物組織・細胞のミクロな多様
性が正常・病理状態に大きく影響を与えるためと考えら
れる。By the way, as for the optical pathological examination apparatus capable of optically inspecting the pathological state of human tissues / cells, an optical pathological tissue / cell diagnostic method using an optical microscope or a laser scanning microscope is generally known. In these conventional methods, pathological diagnosis is performed mainly from visualization and morphological observation by dye staining of a test sample and the degree and distribution of staining. Therefore, no information on the structure and dynamics of the test sample at the molecular level was obtained, and pathological diagnosis at the molecular level was almost impossible. In particular, the conventional method may be insufficient for those that require detection by recognizing a very subtle change observed at the early stage of disease onset-structure / composition change at the molecular level. It is considered that this is because the microscopic diversity of biological tissues / cells greatly affects the normal / pathological state.
【００２１】従来の光学的病理検査法では、被検試料の
分子レベルでの構造・組成変化を検出し診断する必要が
ある場合、その能力が不十分であった。In the conventional optical pathological examination method, the ability is insufficient when it is necessary to detect the structure / composition change at the molecular level of the test sample to make a diagnosis.
【００２２】本発明はかかる点に鑑み、被検物質の分子
レベルでの構造・組成変化を検出し得る光学的病理検査
装置を提供することを第２の目的とする。In view of the above points, a second object of the present invention is to provide an optical pathological examination apparatus capable of detecting a structural / compositional change at the molecular level of a test substance.
【００２３】[0023]
【課題を解決するための手段】上記第１の課題を解決す
るために、本発明は、光エコーにより被検物体を観察す
る光エコー顕微鏡において、光を供給するレーザー光源
と、該光源からの光を２光束に分割する光分割器と、該
光分割器により分岐された２光束の一方の光路中に配置
された光遅延器と、該２光束のうちの一方の光を所定の
周波数で位相変調するための位相変調器と、該２光束を
合波する光合成器と、該合波された光束を被検物体上に
導いて光スポットを形成するための照射光学系と、前記
被検物体からの光を検出する光検出器と、前記光検出器
の出力信号から前記位相変調器の変調周波数の偶数倍の
変調成分を抽出して、遅延時間に応じた光エコーの強度
を出力する信号処理手段とを有する。In order to solve the above-mentioned first problem, the present invention provides a laser light source for supplying light in an optical echo microscope for observing an object to be inspected by an optical echo, and a light source from the light source. An optical splitter that splits light into two light beams, an optical delay device that is arranged in one optical path of the two light beams that are split by the light splitter, and one of the two light beams at a predetermined frequency. A phase modulator for performing phase modulation, an optical combiner for combining the two light fluxes, an irradiation optical system for guiding the combined light fluxes onto an object to be inspected to form a light spot, and the inspection object. A photodetector that detects light from an object and a modulation component that is an even multiple of the modulation frequency of the phase modulator is extracted from the output signal of the photodetector, and the intensity of the optical echo according to the delay time is output. Signal processing means.
【００２４】ここで、レーザー光源は、被検物体に対し
て注目する光吸収帯の光学的位相緩和時間よりも短い時
間コヒーレンスを有することが望ましい。Here, it is desirable that the laser light source has a time coherence shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest to the object to be inspected.
【００２５】照射光学系により光学顕微鏡の視野内の被
検物体の１点に、前記光合成器通過後の合波された２光
束を集光し、被検物体からの光を光検出器及び信号処理
手段により解析する。信号処理手段からの出力信号は光
遅延器による遅延時間に対して記録する。The irradiation optical system collects the combined two light fluxes after passing through the photosynthesizer on one point of the object to be inspected in the field of view of the optical microscope, and the light from the object to be inspected is detected by a photodetector and a signal. It is analyzed by the processing means. The output signal from the signal processing means is recorded with respect to the delay time by the optical delay device.
【００２６】本発明による光エコー顕微鏡では、光学顕
微鏡による観察と光エコー測定による被検物体の解析
が、同時に或いは切り替えで行うことができる。つま
り、光学顕微鏡の対物光学系と光エコー測定における照
射光学系は共通とする。In the optical echo microscope according to the present invention, the observation by the optical microscope and the analysis of the object to be measured by the optical echo measurement can be performed simultaneously or by switching. That is, the objective optical system of the optical microscope and the irradiation optical system in the optical echo measurement are common.
【００２７】上記第２の課題を解決するために、上記光
エコー顕微鏡を光学的病理検査装置に適用するものであ
る。In order to solve the second problem, the optical echo microscope is applied to an optical pathological examination device.
【００２８】[0028]
【作用】かかる本発明の光エコー顕微鏡によれば、従来
の光学顕微鏡視野内の１点の光エコーを観測することが
でき、光エコーを観測した正確な位置およびそのまわり
の形態観測ができる。According to the optical echo microscope of the present invention, it is possible to observe a single optical echo within the field of view of the conventional optical microscope, and to observe the exact position at which the optical echo was observed and the morphology around it.
【００２９】さらに、同一出願人の先願による光エコー
顕微鏡に比べ、構造を単純にすることができる。つま
り、先願の光エコー顕微鏡は共焦点型顕微鏡であった
が、本願の光エコー顕微鏡では、従来の光学顕微鏡を用
いて、光学顕微鏡の視野内の光エコーを観測するもので
ある。Further, the structure can be simplified as compared with the optical echo microscope according to the prior application of the same applicant. That is, the optical echo microscope of the prior application was a confocal microscope, but the optical echo microscope of the present application uses a conventional optical microscope to observe the optical echo in the visual field of the optical microscope.
【００３０】上記第２の課題を解決するために、上記光
エコー顕微鏡を光学的病理検査装置に適用すると、分子
レベルでの構造・組成変化を反映する物理量である、光
学的位相緩和時間（Ｔ２）が利用できる。本発明に係る
光エコー測定では、病理的には試料にレーザー光を照射
して、試料中に含まれるそのレーザー光と共鳴し得る光
吸収体から放射される光エコーにより光学的位相緩和時
間が測定される。In order to solve the second problem, when the optical echo microscope is applied to an optical pathological examination apparatus, the optical phase relaxation time (T2), which is a physical quantity reflecting the structure / composition change at the molecular level, is applied. ) Is available. In the optical echo measurement according to the present invention, the sample is pathologically irradiated with laser light, and the optical phase relaxation time is increased by the optical echo emitted from the light absorber that can resonate with the laser light contained in the sample. To be measured.
【００３１】[0031]
【実施例】以下、本発明による光エコー顕微鏡の一実施
例につき図１を参照して説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the optical echo microscope according to the present invention will be described below with reference to FIG.
【００３２】図１は本実施例の光エコー顕微鏡の概略の
構成を示し、この１図に示すように、本例の光学系は大
別すると、それぞれ点線で囲まれた３つの部分、即ち、
光源手段（Ａ）と、光変調光学系（Ｂ）と、光学顕微鏡
（Ｃ）と、光検出器である検出器１２と、ロックインア
ンプ１３と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置
５０と、制御手段３０とを有する。ロックインアンプ１
３と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置５０
と、制御手段３０とは、信号処理手段を構成する。FIG. 1 shows a schematic structure of the optical echo microscope of the present embodiment. As shown in FIG. 1, the optical system of the present embodiment is roughly classified into three parts surrounded by dotted lines, namely,
Light source means (A), light modulation optical system (B), optical microscope (C), detector 12, which is a photodetector, lock-in amplifier 13, electric signal processing device 40, and data processing device 50. And a control means 30. Lock-in amplifier 1
3, an electric signal processing device 40, and a data processing device 50
And the control means 30 constitute a signal processing means.
【００３３】光変調光学系（Ｂ）は、光分割器２と、光
合成器である光合波器３と、第１の直交反射面６ａ, ６
ｂと、第２の直交反射面７ａ, ７ｂと、図示省略した可
動ステージに固定された第１のコーナーキューブ４ａ
と、光遅延器である変位器４ｂと、位相変調器である位
相変調手段５と、コーナーキューブ５ａと、圧電素子５
ｂと、交流駆動電源５ｃとを有する。The light modulation optical system (B) comprises an optical splitter 2, an optical multiplexer 3 which is an optical combiner, and first orthogonal reflecting surfaces 6a, 6
b, the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7b, and the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown).
A displacement device 4b which is an optical delay device, a phase modulation means 5 which is a phase modulator, a corner cube 5a, and a piezoelectric element 5.
b and an AC drive power source 5c.
【００３４】光学顕微鏡（Ｃ）は、半透過鏡１０と、光
トラップ１４と、対物レンズ系１１からなる照射光学系
とを有する。The optical microscope (C) has a semi-transmissive mirror 10, an optical trap 14, and an irradiation optical system including an objective lens system 11.
【００３５】本例の光源手段（Ａ）は、レーザー光源１
そのものであり、このレーザー光源１は８０ＭＨｚのモ
ード同期アルゴンイオンレーザー励起による色素レーザ
ーである。レーザー光源１としては、その外に、マルチ
モード半導体レーザー、モード同期半導体レーザー、発
光ダイオード又は固体レーザー等を使用することができ
る。レーザー光源１から発生される光は、像面上で点と
みなせる空間コヒーレンスを有し、且つ被検物体の注目
する光吸収帯の光学的な位相緩和時間よりも短い時間コ
ヒーレンスを有することが望ましい。The light source means (A) of this example is a laser light source 1.
That is, the laser light source 1 is a dye laser excited by a mode-locked argon ion laser of 80 MHz. Besides, as the laser light source 1, a multi-mode semiconductor laser, a mode-locking semiconductor laser, a light emitting diode, a solid-state laser, or the like can be used. It is desirable that the light emitted from the laser light source 1 has a spatial coherence that can be regarded as a point on the image plane and a time coherence that is shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest of the object to be inspected. .
【００３６】図１において、レーザー光源１で発生され
たレーザー光を光変調光学系（Ｂ）の入力側の光分割器
２に入射させ、この光分割器２でそのレーザー光を２つ
の光束に分割する。また、光変調光学系（Ｂ）の出力側
には、そのように分岐された２つの光束を合波する光合
波器３を配置する。光分割器２及び光合波器３は共に偏
光ビームスプリッターであるが、代わりに偏光特性がほ
とんど無いか或いは全く無い半透鏡なども用いることが
できる。それら光分割器２と光合波器３との間に並列に
第１の直交反射面６ａ, ６ｂと第２の直交反射面７ａ,
７ｂとを配する。このように光源手段（Ａ）からの光を
２分して再び合波する光学系としては、マイケルソン干
渉計やマッハツェンダー干渉計等に類する２光路干渉光
学系が好適である。In FIG. 1, a laser beam generated by a laser light source 1 is made incident on a light splitter 2 on the input side of a light modulation optical system (B), and this light splitter 2 splits the laser beam into two light beams. To divide. On the output side of the light modulation optical system (B), an optical multiplexer 3 that multiplexes the two light beams thus branched is arranged. Although both the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3 are polarization beam splitters, a semi-transparent mirror having little or no polarization characteristics can be used instead. The first orthogonal reflecting surfaces 6a, 6b and the second orthogonal reflecting surfaces 7a, 7b are arranged in parallel between the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3.
And 7b. As the optical system that divides the light from the light source means (A) into two and combines them again, a two-path interference optical system similar to a Michelson interferometer or a Mach-Zehnder interferometer is suitable.
【００３７】光分割器２の分割面を透過した光束は、第
１の直交反射面の一方の反射面６ａで反射された後に、
図示省略した可動ステージに固定された第１のコーナー
キューブ４ａに向かう。このコーナーキューブ４ａで反
射された光束が第１の直交反射面の第１の直交反射面の
他方の反射面６ｂで反射されて光合波器３に入射する。
４ｂはその可動ステージを介してコーナーキューブ４ａ
を変位させる変位器を示し、コーナーキューブ４ａ、可
動ステージ及び変位器４ｂより光遅延手段４が構成され
ている。この変位器４ｂを用いてコーナーキューブ４ａ
を移動させることにより、一方の光束に所定量だけ遅延
を生じさせることができる。ここで、コーナーキューブ
４ａの代わりに、２枚の鏡或いは直角プリズム等を用い
ても良い。The light beam transmitted through the split surface of the light splitter 2 is reflected by one of the first orthogonal reflecting surfaces 6a, and then,
It goes to the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown). The light flux reflected by the corner cube 4a is reflected by the other reflecting surface 6b of the first orthogonal reflecting surfaces of the first orthogonal reflecting surface and enters the optical multiplexer 3.
4b is a corner cube 4a via its movable stage
The optical delay means 4 is composed of a corner cube 4a, a movable stage and a displacement device 4b. Corner cube 4a using this displacement device 4b
Is moved, it is possible to delay one of the light fluxes by a predetermined amount. Here, instead of the corner cube 4a, two mirrors or a right angle prism may be used.
【００３８】光分割器２の分割面で反射された光束は、
第２の直交反射面の一方の反射面７ａで反射された後
に、位相変調手段５に入射する。位相変調手段５として
は、一般に電気光学結晶を用いたものがよく知られてい
るが、本実施例においては、一端が固定され他端にコー
ナーキューブ５ａが固定された圧電素子５ｂを用いてい
る。そして、交流駆動電源５ｃにより圧電素子５ｂに所
定の周波数ｆの交流電圧を印加することによって、周波
数ｆの位相変調手段を構成している。ここで、コーナー
キューブ５ｂの代わりに分散の小さな直角プリズム等を
用いても良い。位相変調手段５を通過した光束は、第２
の直交反射面７ｂで反射されて光合波器３に入射する。The light beam reflected by the split surface of the light splitter 2 is
After being reflected by one of the reflecting surfaces 7 a of the second orthogonal reflecting surfaces, it enters the phase modulating means 5. As the phase modulation means 5, generally one using an electro-optic crystal is well known, but in this embodiment, a piezoelectric element 5b having one end fixed and a corner cube 5a fixed at the other end is used. . Then, by applying an AC voltage of a predetermined frequency f to the piezoelectric element 5b by the AC driving power supply 5c, a phase modulation unit of the frequency f is configured. Here, instead of the corner cube 5b, a rectangular prism having a small dispersion may be used. The light flux that has passed through the phase modulation means 5 is
The light is reflected by the orthogonal reflection surface 7b and enters the optical multiplexer 3.
【００３９】本実施例では、光分割器２の透過光路上に
光遅延手段４を、反射光路上に位相変調手段５を配置し
たが、これに限らず、逆の配置でも可能であり、また光
遅延手段と位相変調手段とを共に一方の光路上に配置す
ることも可能である。In this embodiment, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5 are arranged on the transmission optical path and the reflection optical path of the optical splitter 2, but the arrangement is not limited to this, and the reverse arrangement is also possible. It is also possible to arrange both the optical delay means and the phase modulation means on one optical path.
【００４０】これら光分割器２、光合波器３、光遅延手
段４及び位相変調手段５により光変調光学系（Ｂ）が構
成されている。この光変調光学系（Ｂ）内の２光束が光
合波器３で合波されて、光学顕微鏡（Ｃ）の半透鏡１０
に向かう。An optical modulation optical system (B) is constituted by the optical splitter 2, the optical multiplexer 3, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5. The two light beams in the light modulation optical system (B) are combined by the optical combiner 3 and the semi-transparent mirror 10 of the optical microscope (C) is combined.
Head to.
【００４１】光学顕微鏡（Ｃ）において、光軸に４５°
の傾斜角で斜設された半透過鏡１０で反射された光変調
光学系（Ｂ）からの光束は、対物レンズ系１１からなる
照射光学系により、被検物体２０上に集光され光スポッ
トが形成される。被検物体２０の光スポット形成部にお
ける蛍光若しくは燐光による発光、照射レーザー光の反
射、回折若しくは散乱等をうまく検出できるよう、光電
子増倍管よりなる検出器１２を配置する。検出器１２の
前には必要に応じてフィルターを挿入する。ここで、検
出器１２の位置は、図の位置に限定されるものではな
く、透過光を検出する配置であっても良い。In the optical microscope (C), the optical axis is 45 °.
The light beam from the light modulation optical system (B) reflected by the semi-transmissive mirror 10 obliquely installed at an inclination angle of 10 is focused on the object 20 to be inspected by the irradiation optical system including the objective lens system 11 to form a light spot. Is formed. A detector 12 composed of a photomultiplier tube is arranged so that light emission due to fluorescence or phosphorescence in the light spot forming portion of the object 20 to be detected, reflection, diffraction, or scattering of irradiation laser light can be detected well. A filter is inserted in front of the detector 12 if necessary. Here, the position of the detector 12 is not limited to the position shown in the figure, and may be an arrangement for detecting transmitted light.
【００４２】検出器１２は光電変換により入射光量に応
じた信号を出力し、この検出器１２から出力される信号
のなかから位相変調周波数の２倍の変調成分のみがロッ
クインアンプ１３により増幅される。増幅された信号
は、光遅延器４による遅延時間に応じて、電気信号処理
装置４０を介してデータ処理装置５０の中に蓄えられ解
析される。尚、光変調光学系（Ｂ）からの光のうち半透
過鏡１０を透過する光が、集光光学系に入射して迷光を
生ずるのを防止するために、光トラップ１４が配置され
ている。また、被検物体を入れる試料室２１は必要に応
じて冷却できる。The detector 12 outputs a signal corresponding to the amount of incident light by photoelectric conversion, and of the signals output from the detector 12, only the modulation component having twice the phase modulation frequency is amplified by the lock-in amplifier 13. It The amplified signal is stored and analyzed in the data processing device 50 via the electric signal processing device 40 according to the delay time of the optical delay device 4. An optical trap 14 is arranged in order to prevent the light transmitted from the semi-transmissive mirror 10 from the light from the light modulation optical system (B) from entering the focusing optical system and generating stray light. . Further, the sample chamber 21 in which the object to be inspected is put can be cooled as required.
【００４３】光学顕微鏡による形態観察は、光エコー測
定と同時に或いは切り替えにより行うことができる。The morphological observation with the optical microscope can be performed simultaneously with the optical echo measurement or by switching.
【００４４】以上の如き本実施例の光エコー顕微鏡によ
り、例えば、ローダミン６４０またはテキサスレッドな
る色素を用いて生体組織を染色して観察する場合、レー
ザー光源１のレーザー光として波長が６００ｎｍ付近の
レーザー光を選択し、位相変調器５の位相変調周波数を
２０ＫＨｚとした。光学顕微鏡による形態観察と共に、
顕微鏡視野内の１点にレーザービームを照射し、光遅延
器４のステージ位置を走査しながら４０ＫＨｚの電気信
号のみをロックインアンプ１３により増幅記録すると、
その点における光学的位相緩和時間が得られ、形態情報
と共に生体組織についてより詳しい情報が得られた。When the living tissue is stained with the dye of Rhodamine 640 or Texas Red by the optical echo microscope of the present embodiment as described above, the laser light of the laser light source 1 has a wavelength of about 600 nm. Light was selected and the phase modulation frequency of the phase modulator 5 was set to 20 KHz. With morphological observation with an optical microscope,
When a laser beam is irradiated to one point within the field of view of the microscope, and while scanning the stage position of the optical delay device 4, only the electrical signal of 40 KHz is amplified and recorded by the lock-in amplifier 13,
The optical phase relaxation time at that point was obtained, and more detailed information about the living tissue was obtained along with the morphological information.
【００４５】次に、本発明による光学的病理検査装置の
一実施例につき図３を参照して説明する。図３は本実施
例の光学的病理検査装置の概略の構成を示し、この１図
に示すように、本例の光学系は大別すると、それぞれ点
線で囲まれた２つの部分、即ち、光源手段（Ａ）、光変
調光学系（Ｂ）と、光検出器である検出器９と、ロック
インアンプ３１と、電気信号処理装置４０と、データ処
理装置５０と、制御手段３０とを有する。ロックインア
ンプ３１と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置
５０と、制御手段３０とは、信号処理手段を構成する。Next, an embodiment of the optical pathological examination apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 3 shows a schematic configuration of the optical pathological examination apparatus of the present embodiment. As shown in FIG. 1, the optical system of the present embodiment is roughly classified into two parts surrounded by dotted lines, that is, a light source. It has a means (A), a light modulation optical system (B), a detector 9 which is a photodetector, a lock-in amplifier 31, an electric signal processing device 40, a data processing device 50, and a control means 30. The lock-in amplifier 31, the electric signal processing device 40, the data processing device 50, and the control means 30 constitute a signal processing means.
【００４６】光変調光学系（Ｂ）は、光分割器２と、光
合成器である光合波器３と、第１の直交反射面６ａ, ６
ｂと、第２の直交反射面７ａ, ７ｂと、図示省略した可
動ステージに固定された第１のコーナーキューブ４ａ
と、光遅延器である変位器４ｂと、位相変調器である位
相変調手段５と、コーナーキューブ５ａと、圧電素子５
ｂと、交流駆動電源５ｃとを有する。The optical modulation optical system (B) includes an optical splitter 2, an optical multiplexer 3 which is an optical combiner, and first orthogonal reflecting surfaces 6a, 6
b, the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7b, and the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown).
A displacement device 4b which is an optical delay device, a phase modulation means 5 which is a phase modulator, a corner cube 5a, and a piezoelectric element 5.
b and an AC drive power source 5c.
【００４７】本例の光源手段（Ａ）は、レーザー光源１
そのものであり、このレーザー光源１は８０ＭＨｚのモ
ード同期アルゴンイオンレーザー励起による色素レーザ
ーである。レーザー光源１としては、その外に、マルチ
モード半導体レーザー、モード同期半導体レーザー、発
光ダイオード又は固体レーザー等を使用することができ
る。レーザー光源１から発生される光は、像面上で点と
みなせる空間コヒーレンスを有し、且つ被検物体の注目
する光吸収帯の光学的な位相緩和時間よりも短い時間コ
ヒーレンスを有することが望ましい。The light source means (A) of this example is a laser light source 1.
That is, the laser light source 1 is a dye laser excited by a mode-locked argon ion laser of 80 MHz. Besides, as the laser light source 1, a multi-mode semiconductor laser, a mode-locking semiconductor laser, a light emitting diode, a solid-state laser, or the like can be used. It is desirable that the light emitted from the laser light source 1 has a spatial coherence that can be regarded as a point on the image plane and a time coherence that is shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest of the object to be inspected. .
【００４８】図３において、レーザー光源１で発生され
たレーザー光を光変調光学系（Ｂ）の入力側の光分割器
２に入射させ、この光分割器２でそのレーザー光を２つ
の光束に分割する。また、光変調光学系（Ｂ）の出力側
には、そのように分岐された２つの光束を合波する光合
波器３を配置する。光分割器２及び光合波器３は共に偏
光ビームスプリッターであるが、代わりに偏光特性がほ
とんど無いか或いは全く無い半透鏡なども用いることが
できる。それら光分割器２と光合波器３との間に並列に
第１の直交反射面６ａ，６ｂと第２の直交反射面７ａ，
７ｂとを配する。このように光源手段（Ａ）からの光を
２分して再び合波する光学系としては、マイケルソン干
渉計やマッハツェンダー干渉計等に類する２光路干渉光
学系が好適である。In FIG. 3, the laser light generated by the laser light source 1 is made incident on the light splitter 2 on the input side of the light modulating optical system (B), and this light splitter 2 splits the laser light into two light beams. To divide. On the output side of the light modulation optical system (B), an optical multiplexer 3 that multiplexes the two light beams thus branched is arranged. Although both the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3 are polarization beam splitters, a semi-transparent mirror having little or no polarization characteristics can be used instead. The first orthogonal reflection surfaces 6a and 6b and the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7a are arranged in parallel between the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3.
And 7b. As the optical system that divides the light from the light source means (A) into two and combines them again, a two-path interference optical system similar to a Michelson interferometer or a Mach-Zehnder interferometer is suitable.
【００４９】光分割器２の分割面を透過した光束は、第
１の直交反射面の一方の反射面６ａで反射された後に、
図示省略した可動ステージに固定された第１のコーナー
キューブ４ａに向かう。このコーナーキューブ４ａで反
射された光束が第１の直交反射面の第１の直交反射面の
他方の反射面６ｂで反射されて光合波器３に入射する。
４ｂはその可動ステージを介してコーナーキューブ４ａ
を変位させる変位器を示し、コーナーキューブ４ａ、可
動ステージ及び変位器４ｂより光遅延手段４が構成され
ている。この変位器４ｂを用いてコーナーキューブ４ａ
を移動させることにより、一方の光束に所定量だけ遅延
を生じさせることができる。ここで、コーナーキューブ
４ａの代わりに、２枚の鏡或いは直角プリズム等を用い
ても良い。The light beam transmitted through the split surface of the light splitter 2 is reflected by one of the first orthogonal reflecting surfaces 6a, and then,
It goes to the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown). The light flux reflected by the corner cube 4a is reflected by the other reflecting surface 6b of the first orthogonal reflecting surfaces of the first orthogonal reflecting surface and enters the optical multiplexer 3.
4b is a corner cube 4a via its movable stage
The optical delay means 4 is composed of a corner cube 4a, a movable stage and a displacement device 4b. Corner cube 4a using this displacement device 4b
Is moved, it is possible to delay one of the light fluxes by a predetermined amount. Here, instead of the corner cube 4a, two mirrors or a right angle prism may be used.
【００５０】光分割器２の分割面で反射された光束は、
第２の直交反射面の一方の反射面７ａで反射された後
に、位相変調手段５に入射する。位相変調手段５として
は、一般に電気光学結晶を用いたものがよく知られてい
るが、本実施例においては、一端が固定され他端にコー
ナーキューブ５ａが固定された圧電素子５ｂを用いてい
る。そして、交流駆動電源５ｃにより圧電素子５ｂに所
定の周波数ｆの交流電圧を印加することによって、周波
数ｆの位相変調手段を構成している。ここで、コーナー
キューブ５ｂの代わりに分散の小さな直角プリズム等を
用いても良い。位相変調手段５を通過した光束は、第２
の直交反射面７ｂで反射されて光合波器３に入射する。The light flux reflected by the split surface of the light splitter 2 is
After being reflected by one of the reflecting surfaces 7 a of the second orthogonal reflecting surfaces, it enters the phase modulating means 5. As the phase modulation means 5, generally one using an electro-optic crystal is well known, but in this embodiment, a piezoelectric element 5b having one end fixed and a corner cube 5a fixed at the other end is used. . Then, by applying an AC voltage of a predetermined frequency f to the piezoelectric element 5b by the AC driving power supply 5c, a phase modulation unit of the frequency f is configured. Here, instead of the corner cube 5b, a rectangular prism having a small dispersion may be used. The light flux that has passed through the phase modulation means 5 is
The light is reflected by the orthogonal reflection surface 7b and enters the optical multiplexer 3.
【００５１】本実施例では、光分割器２の透過光路上に
光遅延手段４を、反射光路上に位相変調手段５を配置し
たが、これに限らず、逆の配置でも可能であり、また光
遅延手段と位相変調手段とを共に一方の光路上に配置す
ることも可能である。In this embodiment, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5 are arranged on the transmission optical path and the reflection optical path of the optical splitter 2, but the arrangement is not limited to this, and the reverse arrangement is also possible. It is also possible to arrange both the optical delay means and the phase modulation means on one optical path.
【００５２】これら光分割器２、光合波器３、光遅延手
段４及び位相変調手段５により光変調光学系（Ｂ）が構
成されている。この光変調光学系（Ｂ）内の２光束が光
合波器３で合波され、適当なレンズ系８を通して試料室
２１中の被検試料２０に照射される。試料室２１は必要
に応じて冷却できる。An optical modulation optical system (B) is constituted by the optical splitter 2, the optical multiplexer 3, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5. The two light fluxes in the light modulation optical system (B) are combined by the optical combiner 3 and irradiated onto the sample 20 to be inspected in the sample chamber 21 through an appropriate lens system 8. The sample chamber 21 can be cooled if necessary.
【００５３】被検試料２０の光スポット形成部における
蛍光若しくは燐光による発光、照射レーザー光の反射、
回折若しくは散乱等をうまく検出できるよう、光電子増
倍管よりなる検出器１０を配置する。検出器１０の前に
は必要に応じてフィルターを挿入する。ここで、検出器
１０の位置は、図の位置に限定されるものではなく、透
過光を検出する配置にあっても良い。Light emission by fluorescence or phosphorescence in the light spot forming portion of the test sample 20, reflection of irradiation laser light,
A detector 10 composed of a photomultiplier tube is arranged so that diffraction or scattering can be detected well. A filter is inserted in front of the detector 10 if necessary. Here, the position of the detector 10 is not limited to the position shown in the figure, and may be an arrangement for detecting transmitted light.
【００５４】検出器１０は光電変換により入射光量に応
じた信号を出力し、この検出器１０から出力される信号
のなかから位相変調周波数の２倍の変調成分のみがロッ
クインアンプ１１により増幅される。増幅された信号
は、光遅延器４による遅延時間に応じて、電気信号処理
装置４０を介してデータ処理装置５０の中に蓄えられ解
析される。The detector 10 outputs a signal corresponding to the amount of incident light by photoelectric conversion, and of the signals output from the detector 10, only the modulation component having twice the phase modulation frequency is amplified by the lock-in amplifier 11. It The amplified signal is stored and analyzed in the data processing device 50 via the electric signal processing device 40 according to the delay time of the optical delay device 4.
【００５５】以上の如き本実施例の光学的病理検査装置
により、被検試料としてローダミン６４０染色人肝臓組
織の正常組織および腫瘍組織を用いて検査を行ったとこ
ろ、両者を明確に区別することができた。即ち、人肝臓
組織の正常・異常を区別でき、非常に高感度な病理検査
が可能であった。染色色素としては、テキサスレッドお
よびその誘導体を用いても同様な結果が得られた。被検
試料としては、組織試料に限らず細胞試料であっても可
能であった。ここで、実験条件は試料温度５ケルビン、
レーザー光源１のレーザー光として波長が６００ｎｍ付
近のレーザー光であり、位相変調器５の位相変調周波数
は２０ｋＨｚであった。光遅延器４のステージ位置を走
査しながら４０ｋＨｚの電気信号のみをロックインアン
プ１１により増幅記録すると、光学的位相緩和時間が得
られ、その情報を基に客観的な検査結果を出すことがで
きた。When the optical pathological examination apparatus of the present embodiment as described above was used to examine normal tissue and tumor tissue of rhodamine 640-stained human liver tissue as test samples, they were clearly distinguished. did it. That is, it was possible to distinguish between normal and abnormal human liver tissue, and a very sensitive pathological examination was possible. Similar results were obtained using Texas Red and its derivatives as the dye. The test sample was not limited to a tissue sample and could be a cell sample. Here, the experimental condition is a sample temperature of 5 Kelvin,
The laser light of the laser light source 1 was a laser light having a wavelength of around 600 nm, and the phase modulation frequency of the phase modulator 5 was 20 kHz. When only the electric signal of 40 kHz is amplified and recorded by the lock-in amplifier 11 while scanning the stage position of the optical delay device 4, an optical phase relaxation time is obtained, and an objective inspection result can be obtained based on the information. It was
【００５６】第２の実施例によれば、非常に高感度な光
学的病理検査装置を提供できる。本光学的病理検査装置
を用いれば、従来の病理検査装置では検出できなかった
組織・細胞における微妙な変化を検出でき、非常に高感
度な病理検査が可能になる。According to the second embodiment, it is possible to provide a highly sensitive optical pathological examination apparatus. By using this optical pathological examination apparatus, it is possible to detect subtle changes in tissues and cells, which could not be detected by the conventional pathological examination apparatus, and it becomes possible to carry out a highly sensitive pathological examination.
【００５７】[0057]
【発明の効果】本発明は単純な構成の光エコー顕微鏡を
提供する。本発明の光エコー顕微鏡を用いれば、光学顕
微鏡による形態観察と共に光エコー測定による被検物体
の物理化学情報を得ることができる。また、本発明によ
れば、光エコー測定部分を容易に従来の光学顕微鏡に組
み込むことができ、光エコー顕微鏡の利用分野を広げる
ことができる。The present invention provides a light echo microscope having a simple structure. By using the optical echo microscope of the present invention, it is possible to obtain physicochemical information of the object to be inspected by optical echo measurement as well as morphological observation with the optical microscope. Further, according to the present invention, the optical echo measurement portion can be easily incorporated into the conventional optical microscope, and the field of use of the optical echo microscope can be expanded.
【図１】本発明による光エコー顕微鏡の実施例を示す構
成図である。FIG. 1 is a configuration diagram showing an embodiment of a light echo microscope according to the present invention.
【図２】光エコー顕微鏡の測定原理の説明図である。FIG. 2 is an explanatory diagram of a measurement principle of an optical echo microscope.
【図３】本発明による光学的病理検査装置の実施例を示
す構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram showing an embodiment of an optical pathological examination apparatus according to the present invention.
１ 光源 ２ 光分割器 ３ 光合波器 ４ 光遅延手段 ５ 光変調手段 １１ 対物光学系 １２ 光検出器 ３０ 制御手段 ４０ 電気信号処理装置 ５０ データ処理装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 light source 2 optical splitter 3 optical multiplexer 4 optical delaying means 5 optical modulating means 11 objective optical system 12 photodetector 30 control means 40 electrical signal processing device 50 data processing device
【手続補正書】[Procedure amendment]
【提出日】平成５年２月１９日[Submission date] February 19, 1993
【手続補正１】[Procedure Amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】全文[Correction target item name] Full text
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【書類名】明細書[Document name] Statement
【発明の名称】 光エコー顕微鏡Title of the invention Optical echo microscope
【特許請求の範囲】[Claims]
【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、例えば物質の物理化学
的な性質の差を光学的に観察できる光エコー顕微鏡、及
び人間組織・細胞の病理状態を光学的に検査できる光学
的病理検査装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to, for example, an optical echo microscope capable of optically observing the difference in physicochemical properties of substances, and an optical pathological examination apparatus capable of optically inspecting the pathological state of human tissues and cells. Regarding
【０００２】[0002]
【従来の技術】一般に、レーザー光で試料を走査して得
られた光情報を用いて試料を観察するレーザー走査顕微
鏡が知られている。しかし、従来のレーザー走査顕微鏡
によって得られる試料の情報は、通常の光学顕微鏡の画
像から得られる情報と比較すると質的に大差ないもので
あった。これに対して、本出願人は特願平３−３０３５
０号公報において、通常の光学顕微鏡では得られない試
料の物理化学的な性質の差異に関する情報を得ることが
できる顕微鏡として光エコー顕微鏡を提案した。光エコ
ー顕微鏡は、原理的には試料にレーザー光を照射して、
試料中に含まれているそのレーザー光と共鳴しうる光吸
収体における光エコーによる光学的位相緩和時間（一般
に、「Ｔ２緩和時間」又は「横緩和時間」と呼ばれてい
る時間である）を測定する物である。光エコーの現象に
ついては、例えば、「超高速光技術」（矢島達男編、丸
善、平成２年３月発行）に記載されている。2. Description of the Related Art Generally, there is known a laser scanning microscope for observing a sample by using optical information obtained by scanning the sample with a laser beam. However, the information of the sample obtained by the conventional laser scanning microscope is qualitatively the same as the information obtained from the image of the usual optical microscope. On the other hand, the present applicant has filed Japanese Patent Application No.
In JP-A-0, an optical echo microscope was proposed as a microscope capable of obtaining information regarding a difference in physicochemical properties of a sample, which cannot be obtained by an ordinary optical microscope. In principle, the optical echo microscope irradiates a sample with laser light,
The optical phase relaxation time (generally called the "T2 relaxation time" or "transverse relaxation time") due to the optical echo in the light absorber contained in the sample and capable of resonating with the laser light It is something to measure. The phenomenon of optical echo is described in, for example, “Ultrafast optical technology” (edited by Tatsuo Yajima, Maruzen, published in March 1990).
【０００３】特願平３−３０３５０号公報においては、
光エコー測定とレーザー走査顕微鏡と組み合わせてその
レーザー光と試料とを２次元的に、さらには３次元的に
相対的に走査して、得られた位相緩和時間を２次元的又
は３次元的にマッピングすることにより、試料の物理化
学的な性質の分布状態を明らかにすることができると述
べた。また、同時に通常のレーザー走査顕微鏡としての
画像も得ることができるとした。In Japanese Patent Application No. 3-30350,
In combination with the optical echo measurement and the laser scanning microscope, the laser beam and the sample are two-dimensionally and relatively three-dimensionally scanned, and the obtained phase relaxation time is two-dimensionally or three-dimensionally. It was stated that the distribution state of the physicochemical properties of the sample can be clarified by mapping. It was also stated that an image as a normal laser scanning microscope could be obtained at the same time.
【０００４】例えば、レーザー光と共鳴し得る色素を、
結晶質と非晶質とが混在するポリマー中に分散した場
合、結晶質中と非晶質中とでは光学的位相緩和時間が異
なることを利用することにより、結晶質相と非晶質相と
がどのような形で混在するのかを光エコー顕微鏡により
観察することができる。また、固体の場合には、その光
学的位相緩和時間は蓄積フォトンエコーのヘテロダイン
検出により容易に測定することができる。さらに、光位
相変調によるヘテロダイン検出法も使用できる。For example, a dye that can resonate with laser light is
When dispersed in a polymer in which crystalline and amorphous are mixed, by utilizing the fact that the optical phase relaxation time is different between crystalline and amorphous, a crystalline phase and an amorphous phase are obtained. It is possible to observe with the optical echo microscope what kind of forms are mixed. Further, in the case of a solid, its optical phase relaxation time can be easily measured by heterodyne detection of accumulated photon echo. Furthermore, a heterodyne detection method using optical phase modulation can also be used.
【０００５】本発明で利用している光エコーの光位相変
調によるヘテロダイン検出法については、本出願人によ
る特願平２−２５３０１１号公報に開示されている。以
下、特願平２−２５３０１１号公報により測定法を述べ
る。A heterodyne detection method by optical phase modulation of an optical echo used in the present invention is disclosed in Japanese Patent Application No. 2-253011, the applicant of the present application. Hereinafter, the measuring method will be described in Japanese Patent Application No. 2-253011.
【０００６】本測定は、パルス光を用い、基本的には誘
導フォトンエコーという現象を利用している。This measurement uses pulsed light and basically utilizes a phenomenon called stimulated photon echo.
【０００７】よく知られているように、物質の光励起状
態はその密度行列の運動法的式（Ｌｉｏｖｉｌｌｅの法
定式）で表現でき、便宜的に密度行列の対角成分の緩和
時間をＴ1 時間（縦緩和時間）、非対角成分の緩和時間
をＴ2 時間（横緩和時間）と呼んで区別している。縦緩
和とは、光励起状態がエネルギーの放出をともなって緩
和する過程を意味すると考えられており、横緩和とは入
射光によって物質中にもたらされた電気的分極の振動の
コヒーレンシーが乱されてゆく過程も示すと考えられて
いる。As is well known, the photoexcited state of a substance can be expressed by the kinetic equation of its density matrix (Lioville's law), and for the sake of convenience, the relaxation time of the diagonal component of the density matrix is T 1 hour. (Longitudinal relaxation time) and relaxation time of non-diagonal components are called T 2 hours (horizontal relaxation time) to distinguish them. Longitudinal relaxation is considered to mean the process in which the photoexcited state relaxes with the release of energy, and transverse relaxation refers to the disturbance of the coherency of the oscillation of electrical polarization brought into the substance by incident light. It is also believed to show the going process.
【０００８】光エコー（フォトンエコー）という現象
は、３次の非線形光学効果の一種であると考えられる
が、その中の誘導フォトンエコーについて図２により説
明する。物質をエネルギー共鳴的に適当なパルス光で励
起する場合を考える。まずｔ1 時にＥ1 のパルス光を照
射し、続いてｔ2 時にＥ2 のパルス光を照射する。次に
ｔ3 時に第３のパルスＥ3 を照射すると、（ｔ3 ＋ｔ2
−ｔ1 ＝ｔ3 ＋τ）時に今度は逆に物質から光が放射さ
れてくる。これが誘導フォトンエコー光である。そし
て、誘導フォトンエコー光の強度は、ｅｘｐ（−４τ／
Ｔ2）に比例して減衰する。従って、光エコー顕微鏡で
は、τを変えながら強度測定をして、物質ごと、または
状態ごとに異なるＴ2を求めるものである。The phenomenon called optical echo (photon echo) is considered to be a kind of third-order nonlinear optical effect, and the stimulated photon echo in it will be described with reference to FIG. Consider the case where a substance is excited with an appropriate pulsed light in energy resonance. First, the pulsed light of E 1 is irradiated at t 1 , and then the pulsed light of E 2 is irradiated at t 2 . Next, when irradiated with t 3 at a third pulse E 3, (t 3 + t 2
At −t 1 = t 3 + τ), light is emitted from the substance. This is the stimulated photon echo light. The intensity of the stimulated photon echo light is exp (-4τ /
It decays in proportion to T 2 ). Therefore, in the optical echo microscope, the intensity is measured while changing τ, and T 2 which is different for each substance or each state is obtained.
【０００９】先のＬｉｏｖｉｌｌｅの方程式を、回転波
近似、及び弱励起光近似による摂動展開により計算する
と、３次の非線形分極波すなわちエコー波が求まる。When the above-mentioned Lioville equation is calculated by perturbation expansion by the rotating wave approximation and the weak excitation light approximation, a third-order nonlinear polarization wave, that is, an echo wave is obtained.
【００１０】フォトンエコーは、３次の非線形光学現象
の一種でり、一般にはその効果は小さい。再生励起光に
対してフォトンエコー光強度は数桁弱いのが普通であ
る。このような微弱光を検出するのに、光の干渉を利用
すると検出精度が上がることが知られている。The photon echo is a kind of third-order nonlinear optical phenomenon, and its effect is generally small. The photon echo light intensity is usually several orders of magnitude weaker than the reproduction excitation light. It is known that detection accuracy is improved by utilizing light interference to detect such weak light.
【００１１】この場合、微弱光（フォトンエコー光）
は、位相特性の既知の光波（プローブ光Ｅ4 ）と干渉さ
せて、微弱光の強度及び位相の変化を増幅して観測（測
定）する。このとき、微弱光の強度又は周波数をなんら
かの方法で変調し、合成光（エコー光とプローブ光との
合成光）出力中の同期成分だけを増幅してコントラスト
を上げることが一般に行われている。In this case, weak light (photon echo light)
Causes interference with a light wave (probe light E 4 ) having a known phase characteristic, and amplifies and measures (measures) changes in the intensity and phase of weak light. At this time, it is common practice to modulate the intensity or frequency of the weak light by some method and to amplify only the synchronous component in the output of the combined light (the combined light of the echo light and the probe light) to increase the contrast.
【００１２】光エコーとプローブ光の干渉により得られ
る光の信号強度は、書込時の遅延時間ｔ21（＝ｔ2−
ｔ1）と読出時の遅延時間ｔ43（＝ｔ4−ｔ3）との僅か
な差により、大きく変化する。これは、光干渉の極めて
優れた特長である反面欠点でもある。The signal strength of the light obtained by the interference between the optical echo and the probe light is the delay time t 21 (= t 2 −
A large difference is caused by a slight difference between t 1 ) and the delay time t 43 (= t 4 −t 3 ) at the time of reading. This is an extremely excellent feature of optical interference, but it is also a drawback.
【００１３】本発明においては、遅延時間ｔ21と遅延時
間ｔ43とを、１０~13 ｓｅｃの精度で一致させなければ
ならない。この時間は、光路長に変換すると、１０~2μ
ｍに相当する。従って、エコー光をプローブ光との干渉
により検出する装置では、１０~2μｍ程度の機械的精度
が要求されることになり、これを現在の技術力で成し遂
げようとすると、極めて高価で大掛かりな装置が必要に
なる。そのために、本発明では、以下のようにしてい
る。In the present invention, the delay time t 21 and the delay time t 43 must be matched with an accuracy of 10 to 13 sec. This time is 10 to 2 μ when converted to the optical path length.
Corresponds to m. Therefore, a device that detects echo light by interference with the probe light requires a mechanical accuracy of about 10 to 2 μm, which is extremely expensive and large-scaled if it is attempted to achieve this with current technological capabilities. Equipment is required. Therefore, the present invention is as follows.
【００１４】ｔ43−ｔ21を、光の１周期以上変調する
と、エコー光とプローブ光との合成光の強度もそれと同
期して変調することが判る。ここで、ｔ43即ち励起光と
プローブ光との遅延時間を同期して振動させることを考
える。これは励起光に対しプローブ光を相対的に位相変
調したことと同等である。この時に、位相変調周波数の
偶数倍の変調成分のみが残ることが判る。It can be seen that when t 43 -t 21 is modulated for one or more light cycles, the intensity of the combined light of the echo light and the probe light is also modulated in synchronization with it. Here, consider t 43, that is, oscillating in synchronization with the delay time between the excitation light and the probe light. This is equivalent to phase-modulating the probe light relative to the excitation light. At this time, it can be seen that only the modulation component of an even multiple of the phase modulation frequency remains.
【００１５】従って、励起光とプローブ光を相対的に周
波数ｆで位相変調し、エコー光とプローブ光との合成光
を光電変換して得られる電信信号からｆの偶数倍（２
倍、４倍、６倍・・・・・・）の成分だけを抽出すれ
ば、エコー光を安定に高精度で検出することができる訳
である。Therefore, the excitation light and the probe light are phase-modulated relatively at the frequency f, and the composite light of the echo light and the probe light is photoelectrically converted, and an even multiple of f (2
It is possible to stably detect the echo light with high accuracy by extracting only the components of 4 times, 4 times, 6 times ...
【００１６】特願平２−２５３０１１号公報で述べた実
施例においては、光源としては、再生励起光光源プロー
ブ光光源とを兼用したものであり、モード同期ＹＡＧレ
ーザーの高調波励起キトンレッド色素レーザである。繰
り返し周波数８２ＭＨｚのパルス光を出力する。キトン
レッド色素レーザーからは全ての波長選択素子を取り外
した。その結果、中心波長６２０ｎｍ、スペクトル幅４
００ｃｍ~1（相関時間３７ｆｓｅｃフェムト秒に相当）
のインコヒーレント光が得られる。In the embodiment described in Japanese Patent Application No. 2-253011, the light source is also used as a reproduction pump light source probe light source, and a harmonic pumped Kiton red dye laser of a mode-locked YAG laser is used. Is. A pulsed light having a repetition frequency of 82 MHz is output. All wavelength selective elements were removed from the Kiton Red dye laser. As a result, the central wavelength is 620 nm and the spectral width is 4
00cm ~ 1 (corresponding to a correlation time of 37fsec femtoseconds)
The incoherent light of is obtained.
【００１７】図２に、ｔ1，ｔ2，ｔ3，ｔ4の関係を示
す。ｔ1とｔ3、ｔ2とｔ4が８２ＭＨｚで繰り返され、ｔ
1とｔ2、ｔ3とｔ4の間が遅延手段によって例えば、５ｐ
ｓｅｃという遅延時間に設定される。ｔ1とｔ2、ｔ3と
ｔ4の間は位相変調手段によって、位相変調が加えられ
る。FIG. 2 shows the relationship among t 1 , t 2 , t 3 and t 4 . t 1 and t 3 , t 2 and t 4 are repeated at 82 MHz,
Between 1 and t 2 and between t 3 and t 4 is, for example, 5p due to the delay means.
The delay time is set to sec. Phase modulation is applied by the phase modulation means between t 1 and t 2 and between t 3 and t 4 .
【００１８】[0018]
【発明が解決しようとする課題】その本出願人の先願に
係わる光エコー顕微鏡は、基本構成として共焦点型レー
ザー顕微鏡であった。共焦点型レーザー走査顕微鏡は、
走査手段および光学系の共焦点配置などが必要であり装
置が複雑になる。先願の光エコー顕微鏡においても装置
が複雑になるという問題点があった。The optical echo microscope according to the prior application of the present applicant was a confocal laser microscope as a basic configuration. The confocal laser scanning microscope
A confocal arrangement of the scanning means and the optical system is required, which complicates the apparatus. The optical echo microscope of the previous application also has a problem that the device becomes complicated.
【００１９】本発明はかかる点に鑑み、簡便な光エコー
顕微鏡を提供することを第１の目的とする。In view of the above points, the first object of the present invention is to provide a simple optical echo microscope.
【００２０】ところで、人間組織・細胞の病理状態を光
学的に検査できる光学的病理検査装置に関して、一般
に、光学顕微鏡やレーザー走査顕微鏡を用いた光学的病
理組織・細胞診断法が知られている。これらの従来法で
は、主に被検試料の色素染色による可視化・形態観察お
よび染色の程度・分布から病理診断を行っている。従っ
て、被検試料の分子レベルでの構造およびダイナミクス
に関する情報は得られず、分子レベルでの病理診断はほ
とんど不可能であった。特に、発病初期などに見られる
非常に微妙な変化−分子レベルでの構造・組成変化を検
出し診断する必要のあるものには、従来法では不十分な
場合があった。これは、生物組織・細胞のミクロな多様
性が正常・病理状態に大きく影響を与えるためと考えら
れる。By the way, as for the optical pathological examination apparatus capable of optically inspecting the pathological state of human tissues / cells, an optical pathological tissue / cell diagnostic method using an optical microscope or a laser scanning microscope is generally known. In these conventional methods, pathological diagnosis is performed mainly from visualization and morphological observation by dye staining of a test sample and the degree and distribution of staining. Therefore, no information on the structure and dynamics of the test sample at the molecular level was obtained, and pathological diagnosis at the molecular level was almost impossible. In particular, the conventional method may be insufficient for those that require detection by recognizing a very subtle change observed at the early stage of disease onset-structure / composition change at the molecular level. It is considered that this is because the microscopic diversity of biological tissues / cells greatly affects the normal / pathological state.
【００２１】従来の光学的病理検査法では、被検試料の
分子レベルでの構造・組成変化を検出し診断する必要が
ある場合、その能力が不十分であった。In the conventional optical pathological examination method, the ability is insufficient when it is necessary to detect the structure / composition change at the molecular level of the test sample to make a diagnosis.
【００２２】本発明はかかる点に鑑み、被検物質の分子
レベルでの構造・組成変化を検出し得る光学的病理検査
装置を提供することを第２の目的とする。In view of the above points, a second object of the present invention is to provide an optical pathological examination apparatus capable of detecting a structural / compositional change at the molecular level of a test substance.
【００２３】[0023]
【課題を解決するための手段】上記第１の課題を解決す
るために、本発明は、光エコーにより被検物体を観察す
る光エコー顕微鏡において、光を供給するレーザー光源
と、該光源からの光を２光束に分割する光分割器と、該
光分割器により分岐された２光束の一方の光路中に配置
された光遅延器と、該２光束のうちの一方の光を所定の
周波数で位相変調するための位相変調器と、該２光束を
合波する光合成器と、該合波された光束を被検物体上に
導いて光スポットを形成するための照射光学系と、前記
被検物体からの光を検出する光検出器と、前記光検出器
の出力信号から前記位相変調器の変調周波数の偶数倍の
変調成分を抽出して、遅延時間に応じた光エコーの強度
を出力する信号処理手段とを有する。In order to solve the above-mentioned first problem, the present invention provides a laser light source for supplying light in an optical echo microscope for observing an object to be inspected by an optical echo, and a light source from the light source. An optical splitter that splits light into two light beams, an optical delay device that is arranged in one optical path of the two light beams that are split by the light splitter, and one of the two light beams at a predetermined frequency. A phase modulator for performing phase modulation, an optical combiner for combining the two light fluxes, an irradiation optical system for guiding the combined light fluxes onto an object to be inspected to form a light spot, and the inspection object. A photodetector that detects light from an object and a modulation component that is an even multiple of the modulation frequency of the phase modulator is extracted from the output signal of the photodetector, and the intensity of the optical echo according to the delay time is output. Signal processing means.
【００２４】ここで、レーザー光源は、被検物体に対し
て注目する光吸収帯の光学的位相緩和時間よりも短い時
間コヒーレンスを有することが望ましい。Here, it is desirable that the laser light source has a time coherence shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest to the object to be inspected.
【００２５】照射光学系により光学顕微鏡の視野内の被
検物体の１点に、前記光合成器通過後の合波された２光
束を集光し、被検物体からの光を光検出器及び信号処理
手段により解析する。信号処理手段からの出力信号は光
遅延器による遅延時間に対して記録する。The irradiation optical system collects the combined two light fluxes after passing through the photosynthesizer on one point of the object to be inspected in the field of view of the optical microscope, and the light from the object to be inspected is detected by a photodetector and a signal. It is analyzed by the processing means. The output signal from the signal processing means is recorded with respect to the delay time by the optical delay device.
【００２６】上記第２の課題を解決するために、本発明
は、光エコーにより被検物体を観察する光学的病理検査
装置において、光を供給するレーザー光源と、該光源か
らの光を２光束に分割する光分割器と、該光分割器によ
り分岐された２光束の一方の光路中に配置された光遅延
器と、該２光束のうちの一方の光を所定の周波数で位相
変調するための位相変調器と、該２光束を合波する光合
成器と、該合波された光束を被検物体上に導いて光スポ
ットを形成するための照射光学系と、前記被検物体から
の光を検出する光検出器と、前記光検出器の出力信号か
ら前記位相変調器の変調周波数の偶数倍の変調成分を抽
出して、遅延時間に応じた光エコーの強度を出力する信
号処理手段とを有することとしたものである。In order to solve the above-mentioned second problem, the present invention is an optical pathological examination apparatus for observing an object to be examined by optical echo, wherein a laser light source for supplying light and two light fluxes from the light source are provided. An optical splitter for splitting into two, an optical delay device arranged in the optical path of one of the two light beams split by the optical splitter, and a phase modulation of one of the two light beams at a predetermined frequency Phase modulator, an optical combiner for combining the two light fluxes, an irradiation optical system for guiding the combined light fluxes onto an object to be inspected to form a light spot, and light from the object to be inspected. And a signal processing means for extracting a modulation component of an even multiple of the modulation frequency of the phase modulator from the output signal of the photodetector, and outputting the intensity of the optical echo according to the delay time. To have.
【００２７】[0027]
【作用】かかる本発明の光エコー顕微鏡によれば、従来
の光学顕微鏡視野内の１点の光エコーを観測することが
でき、光エコーを観測した正確な位置およびそのまわり
の形態観測ができる。According to the optical echo microscope of the present invention, it is possible to observe a single optical echo within the field of view of the conventional optical microscope, and to observe the exact position at which the optical echo was observed and the morphology around it.
【００２８】さらに、同一出願人の先願による光エコー
顕微鏡に比べ、構造を単純にすることができる。つま
り、先願の光エコー顕微鏡は共焦点型顕微鏡であった
が、本願の光エコー顕微鏡では、従来の光学顕微鏡を用
いて、光学顕微鏡の視野内の光エコーを観測するもので
ある。Further, the structure can be simplified as compared with the optical echo microscope according to the prior application of the same applicant. That is, the optical echo microscope of the prior application was a confocal microscope, but the optical echo microscope of the present application uses a conventional optical microscope to observe the optical echo in the visual field of the optical microscope.
【００２９】上記第２の課題を解決するための、本発明
に係る光学的病理検査装置によれば、分子レベルでの構
造・組成変化を反映する物理量である、光学的位相緩和
時間（Ｔ２）が利用できる。本発明に係る光エコー測定
では、試料にレーザー光を照射して、試料中に含まれる
そのレーザー光と共鳴し得る光吸収体から放射される光
エコーにより光学的位相緩和時間が測定され、被検試料
の病理状態を検査できる。According to the optical pathological examination apparatus of the present invention for solving the above-mentioned second problem, the optical phase relaxation time (T2), which is a physical quantity that reflects a structural / composition change at the molecular level. Is available. In the optical echo measurement according to the present invention, the sample is irradiated with laser light, and the optical phase relaxation time is measured by the optical echo emitted from the light absorber contained in the sample and capable of resonating with the laser light. The pathological state of the test sample can be examined.
【００３０】[0030]
【実施例】以下、本発明による光エコー顕微鏡の一実施
例につき図１を参照して説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the optical echo microscope according to the present invention will be described below with reference to FIG.
【００３１】図１は本実施例の光エコー顕微鏡の概略の
構成を示し、この１図に示すように、本例の光学系は大
別すると、それぞれ点線で囲まれた３つの部分、即ち、
光源手段（Ａ）と、光変調光学系（Ｂ）と、光学顕微鏡
（Ｃ）と、光検出器である検出器１２と、ロックインア
ンプ１３と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置
５０と、制御手段３０とを有する。ロックインアンプ１
３と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置５０
と、制御手段３０とは、信号処理手段を構成する。FIG. 1 shows a schematic structure of the optical echo microscope of the present embodiment. As shown in FIG. 1, the optical system of the present embodiment is roughly classified into three parts surrounded by dotted lines, namely,
Light source means (A), light modulation optical system (B), optical microscope (C), detector 12, which is a photodetector, lock-in amplifier 13, electric signal processing device 40, and data processing device 50. And a control means 30. Lock-in amplifier 1
3, an electric signal processing device 40, and a data processing device 50
And the control means 30 constitute a signal processing means.
【００３２】光変調光学系（Ｂ）は、光分割器２と、光
合成器である光合波器３と、第１の直交反射面６ａ, ６
ｂと、第２の直交反射面７ａ, ７ｂと、図示省略した可
動ステージに固定された第１のコーナーキューブ４ａ
と、光遅延器である変位器４ｂと、位相変調器である位
相変調手段５とを有する。位相変調手段５は、コーナー
キューブ５ａと、圧電素子５ｂと、交流駆動電源５ｃと
を有する。The light modulation optical system (B) includes an optical splitter 2, an optical multiplexer 3 which is an optical combiner, and first orthogonal reflecting surfaces 6a and 6a.
b, the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7b, and the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown).
And a displacement device 4b which is an optical delay device, and a phase modulation means 5 which is a phase modulator. The phase modulator 5 has a corner cube 5a, a piezoelectric element 5b, and an AC drive power source 5c.
【００３３】光学顕微鏡（Ｃ）は、半透過鏡１０と、光
トラップ１４と、対物レンズ系１１からなる照射光学系
とを有する。The optical microscope (C) has a semi-transmissive mirror 10, an optical trap 14, and an irradiation optical system including an objective lens system 11.
【００３４】本例の光源手段（Ａ）は、レーザー光源１
そのものであり、このレーザー光源１は８０ＭＨｚのモ
ード同期アルゴンイオンレーザー励起による色素レーザ
ーである。レーザー光源１としては、その外に、マルチ
モード半導体レーザー、モード同期半導体レーザー、発
光ダイオード又は固体レーザー等を使用することができ
る。レーザー光源１から発生される光は、像面上で点と
みなせる空間コヒーレンスを有し、且つ被検物体の注目
する光吸収帯の光学的な位相緩和時間よりも短い時間コ
ヒーレンスを有することが望ましい。The light source means (A) of this example is a laser light source 1.
That is, the laser light source 1 is a dye laser excited by a mode-locked argon ion laser of 80 MHz. Besides, as the laser light source 1, a multi-mode semiconductor laser, a mode-locking semiconductor laser, a light emitting diode, a solid-state laser, or the like can be used. It is desirable that the light emitted from the laser light source 1 has a spatial coherence that can be regarded as a point on the image plane and a time coherence that is shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest of the object to be inspected. .
【００３５】図１において、レーザー光源１で発生され
たレーザー光を光変調光学系（Ｂ）の入力側の光分割器
２に入射させ、この光分割器２でそのレーザー光を２つ
の光束に分割する。また、光変調光学系（Ｂ）の出力側
には、そのように分岐された２つの光束を合波する光合
波器３を配置する。光分割器２及び光合波器３は共に偏
光ビームスプリッターであるが、代わりに偏光特性がほ
とんど無いか或いは全く無い半透鏡なども用いることが
できる。それら光分割器２と光合波器３との間に並列に
第１の直交反射面６ａ, ６ｂと第２の直交反射面７ａ,
７ｂとを配する。このように光源手段（Ａ）からの光を
２分して再び合波する光学系としては、マイケルソン干
渉計やマッハツェンダー干渉計等に類する２光路干渉光
学系が好適である。In FIG. 1, the laser light generated by the laser light source 1 is made incident on a light splitter 2 on the input side of the light modulation optical system (B), and this light splitter 2 splits the laser light into two light beams. To divide. On the output side of the light modulation optical system (B), an optical multiplexer 3 that multiplexes the two light beams thus branched is arranged. Although both the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3 are polarization beam splitters, a semi-transparent mirror having little or no polarization characteristics can be used instead. The first orthogonal reflecting surfaces 6a, 6b and the second orthogonal reflecting surfaces 7a, 7b are arranged in parallel between the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3.
And 7b. As the optical system that divides the light from the light source means (A) into two and combines them again, a two-path interference optical system similar to a Michelson interferometer or a Mach-Zehnder interferometer is suitable.
【００３６】光分割器２の分割面を透過した光束は、第
１の直交反射面の一方の反射面６ａで反射された後に、
図示省略した可動ステージに固定された第１のコーナー
キューブ４ａに向かう。このコーナーキューブ４ａで反
射された光束が第１の直交反射面の他方の反射面６ｂで
反射されて光合波器３に入射する。４ｂはその可動ステ
ージを介してコーナーキューブ４ａを変位させる変位器
を示し、コーナーキューブ４ａ、可動ステージ及び変位
器４ｂより光遅延手段４が構成されている。この変位器
４ｂを用いてコーナーキューブ４ａを移動させることに
より、一方の光束に所定量だけ遅延を生じさせることが
できる。ここで、コーナーキューブ４ａの代わりに、２
枚の鏡或いは直角プリズム等を用いても良い。The light beam transmitted through the split surface of the light splitter 2 is reflected by one of the first orthogonal reflecting surfaces 6a,
It goes to the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown). The light beam reflected by the corner cube 4a is reflected by the other reflecting surface 6b of the first orthogonal reflecting surface and enters the optical multiplexer 3. Reference numeral 4b denotes a displacer for displacing the corner cube 4a via the movable stage, and the corner cube 4a, the movable stage and the displacer 4b constitute the optical delay means 4. By moving the corner cube 4a using the displacement device 4b, it is possible to delay one of the light fluxes by a predetermined amount. Here, instead of the corner cube 4a, 2
A single mirror or a right-angle prism may be used.
【００３７】光分割器２の分割面で反射された光束は、
第２の直交反射面の一方の反射面７ａで反射された後
に、位相変調手段５に入射する。位相変調手段５として
は、一般に電気光学結晶を用いたものがよく知られてい
るが、本実施例においては、一端が固定され他端にコー
ナーキューブ５ａが固定された圧電素子５ｂを用いてい
る。そして、交流駆動電源５ｃにより圧電素子５ｂに所
定の周波数ｆの交流電圧を印加することによって、周波
数ｆの位相変調手段を構成している。ここで、コーナー
キューブ５aの代わりに分散の小さな直角プリズム等を
用いても良い。位相変調手段５を通過した光束は、第２
の直交反射面７ｂで反射されて光合波器３に入射する。The light beam reflected by the split surface of the light splitter 2 is
After being reflected by one of the reflecting surfaces 7 a of the second orthogonal reflecting surfaces, it enters the phase modulating means 5. As the phase modulation means 5, generally one using an electro-optic crystal is well known, but in this embodiment, a piezoelectric element 5b having one end fixed and a corner cube 5a fixed at the other end is used. . Then, by applying an AC voltage of a predetermined frequency f to the piezoelectric element 5b by the AC driving power supply 5c, a phase modulation unit of the frequency f is configured. Here, instead of the corner cube 5a, a right-angle prism having a small dispersion may be used. The light flux that has passed through the phase modulation means 5 is
The light is reflected by the orthogonal reflection surface 7b and enters the optical multiplexer 3.
【００３８】本実施例では、光分割器２の透過光路上に
光遅延手段４を、反射光路上に位相変調手段５を配置し
たが、これに限らず、逆の配置でも可能であり、また光
遅延手段と位相変調手段とを共に一方の光路上に配置す
ることも可能である。In this embodiment, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5 are arranged on the transmission optical path and the reflection optical path of the optical splitter 2, but the arrangement is not limited to this, and the reverse arrangement is also possible. It is also possible to arrange both the optical delay means and the phase modulation means on one optical path.
【００３９】これら光分割器２、光合波器３、光遅延手
段４及び位相変調手段５により光変調光学系（Ｂ）が構
成されている。この光変調光学系（Ｂ）内の２光束が光
合波器３で合波されて、光学顕微鏡（Ｃ）の半透鏡１０
に向かう。The optical splitter 2, the optical multiplexer 3, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5 constitute an optical modulation optical system (B). The two light beams in the light modulation optical system (B) are combined by the optical combiner 3 and the semi-transparent mirror 10 of the optical microscope (C) is combined.
Head to.
【００４０】光学顕微鏡（Ｃ）において、光軸に４５°
の傾斜角で斜設された半透過鏡１０で反射された光変調
光学系（Ｂ）からの光束は、対物レンズ系１１からなる
照射光学系により、被検物体２０上に集光され光スポッ
トが形成される。被検物体２０の光スポット形成部にお
ける蛍光若しくは燐光による発光、照射レーザー光の反
射光、透過光、回折光若しくは散乱光等をうまく検出で
きるよう、光電子増倍管よりなる検出器１２を配置す
る。検出器１２の前には必要に応じてフィルターを挿入
する。ここで、検出器１２の位置は、図の位置に限定さ
れるものではなく、透過光を検出する配置であっても良
い。In the optical microscope (C), the optical axis is 45 °.
The light beam from the light modulation optical system (B) reflected by the semi-transmissive mirror 10 obliquely installed at an inclination angle of 10 is focused on the object 20 to be inspected by the irradiation optical system including the objective lens system 11 to form a light spot. Is formed. A detector 12 composed of a photomultiplier tube is arranged so that light emission by fluorescence or phosphorescence in the light spot forming portion of the object 20 to be detected, reflected light of transmitted laser light, transmitted light, diffracted light, scattered light, or the like can be well detected. . A filter is inserted in front of the detector 12 if necessary. Here, the position of the detector 12 is not limited to the position shown in the figure, and may be an arrangement for detecting transmitted light.
【００４１】検出器１２は光電変換により入射光量に応
じた信号を出力し、この検出器１２から出力される信号
のなかから位相変調周波数の２倍の変調成分のみがロッ
クインアンプ１３により増幅される。増幅された信号
は、光遅延器４による遅延時間に応じて、電気信号処理
装置４０を介してデータ処理装置５０の中に蓄えられ解
析される。尚、光変調光学系（Ｂ）からの光のうち半透
過鏡１０を透過する光が、集光光学系に入射して迷光を
生ずるのを防止するために、光トラップ１４が配置され
ている。また、被検物体を入れる試料室２１は必要に応
じて冷却できる。The detector 12 outputs a signal corresponding to the amount of incident light by photoelectric conversion, and of the signals output from the detector 12, only the modulation component having twice the phase modulation frequency is amplified by the lock-in amplifier 13. It The amplified signal is stored and analyzed in the data processing device 50 via the electric signal processing device 40 according to the delay time of the optical delay device 4. An optical trap 14 is arranged in order to prevent the light transmitted from the semi-transmissive mirror 10 from the light from the light modulation optical system (B) from entering the focusing optical system and generating stray light. . Further, the sample chamber 21 in which the object to be inspected is put can be cooled as required.
【００４２】光学顕微鏡による形態観察は、光エコー測
定と同時に或いは切り替えにより行うことができる。The morphological observation with the optical microscope can be performed simultaneously with the optical echo measurement or by switching.
【００４３】光エコー顕微鏡により被検物の複数の場所
を観察するには試料室を手動または機械により移動させ
れば良い。検出器を移動させることとしてももちろん良
い。The sample chamber may be moved manually or mechanically in order to observe a plurality of places of the test object by the optical echo microscope. Of course, it is also possible to move the detector.
【００４４】以上の如き本実施例の光エコー顕微鏡によ
り、例えば、ローダミン６４０またはテキサスレッドな
る色素を用いて生体組織を染色して観察する場合、レー
ザー光源１のレーザー光として波長が６００ｎｍ付近の
レーザー光を選択し、位相変調器５の位相変調周波数を
２０ＫＨｚとした。光学顕微鏡による形態観察と共に、
顕微鏡視野内の１点にレーザービームを照射し、光遅延
器４のステージ位置を走査しながら４０ＫＨｚの電気信
号のみをロックインアンプ１３により増幅記録すると、
その点における光学的位相緩和時間が得られ、形態情報
と共に生体組織についてより詳しい情報が得られた。When the living tissue is stained with the dye of Rhodamine 640 or Texas Red by the optical echo microscope of the present embodiment as described above, the laser light of the laser light source 1 has a wavelength of about 600 nm. Light was selected and the phase modulation frequency of the phase modulator 5 was set to 20 KHz. With morphological observation with an optical microscope,
When a laser beam is irradiated to one point within the field of view of the microscope, and while scanning the stage position of the optical delay device 4, only the electrical signal of 40 KHz is amplified and recorded by the lock-in amplifier 13,
The optical phase relaxation time at that point was obtained, and more detailed information about the living tissue was obtained along with the morphological information.
【００４５】次に、本発明による光学的病理検査装置の
一実施例につき図３を参照して説明する。図３は本実施
例の光学的病理検査装置の概略の構成を示し、この１図
に示すように、本例の光学系は大別すると、それぞれ点
線で囲まれた２つの部分、即ち、光源手段（Ａ）、光変
調光学系（Ｂ）と、光検出器である検出器９と、ロック
インアンプ３１と、電気信号処理装置４０と、データ処
理装置５０と、制御手段３０とを有する。ロックインア
ンプ３１と、電気信号処理装置４０と、データ処理装置
５０と、制御手段３０とは、信号処理手段を構成する。Next, an embodiment of the optical pathological examination apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 3 shows a schematic configuration of the optical pathological examination apparatus of the present embodiment. As shown in FIG. 1, the optical system of the present embodiment is roughly classified into two parts surrounded by dotted lines, that is, a light source. It has a means (A), a light modulation optical system (B), a detector 9 which is a photodetector, a lock-in amplifier 31, an electric signal processing device 40, a data processing device 50, and a control means 30. The lock-in amplifier 31, the electric signal processing device 40, the data processing device 50, and the control means 30 constitute a signal processing means.
【００４６】光変調光学系（Ｂ）は、光分割器２と、光
合成器である光合波器３と、第１の直交反射面６ａ, ６
ｂと、第２の直交反射面７ａ, ７ｂと、図示省略した可
動ステージに固定された第１のコーナーキューブ４ａ
と、光遅延器である変位器４ｂと、位相変調器である位
相変調手段５とを有する。位相変調手段５は、コーナー
キューブ５ａと、圧電素子５ｂと、交流駆動電源５ｃと
を有する。The optical modulation optical system (B) includes an optical splitter 2, an optical multiplexer 3 which is an optical combiner, and first orthogonal reflecting surfaces 6a, 6
b, the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7b, and the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown).
And a displacement device 4b which is an optical delay device, and a phase modulation means 5 which is a phase modulator. The phase modulator 5 has a corner cube 5a, a piezoelectric element 5b, and an AC drive power source 5c.
【００４７】本例の光源手段（Ａ）は、レーザー光源１
そのものであり、このレーザー光源１は８０ＭＨｚのモ
ード同期アルゴンイオンレーザー励起による色素レーザ
ーである。レーザー光源１としては、その外に、マルチ
モード半導体レーザー、モード同期半導体レーザー、発
光ダイオード又は固体レーザー等を使用することができ
る。レーザー光源１から発生される光は、像面上で点と
みなせる空間コヒーレンスを有し、且つ被検物体の注目
する光吸収帯の光学的な位相緩和時間よりも短い時間コ
ヒーレンスを有することが望ましい。The light source means (A) of this example is a laser light source 1.
That is, the laser light source 1 is a dye laser excited by a mode-locked argon ion laser of 80 MHz. Besides, as the laser light source 1, a multi-mode semiconductor laser, a mode-locking semiconductor laser, a light emitting diode, a solid-state laser, or the like can be used. It is desirable that the light emitted from the laser light source 1 has a spatial coherence that can be regarded as a point on the image plane and a time coherence that is shorter than the optical phase relaxation time of the light absorption band of interest of the object to be inspected. .
【００４８】図３において、レーザー光源１で発生され
たレーザー光を光変調光学系（Ｂ）の入力側の光分割器
２に入射させ、この光分割器２でそのレーザー光を２つ
の光束に分割する。また、光変調光学系（Ｂ）の出力側
には、そのように分岐された２つの光束を合波する光合
波器３を配置する。光分割器２及び光合波器３は共に偏
光ビームスプリッターであるが、代わりに偏光特性がほ
とんど無いか或いは全く無い半透鏡なども用いることが
できる。それら光分割器２と光合波器３との間に並列に
第１の直交反射面６ａ，６ｂと第２の直交反射面７ａ，
７ｂとを配する。このように光源手段（Ａ）からの光を
２分して再び合波する光学系としては、マイケルソン干
渉計やマッハツェンダー干渉計等に類する２光路干渉光
学系が好適である。In FIG. 3, the laser light generated by the laser light source 1 is made incident on the light splitter 2 on the input side of the light modulating optical system (B), and this light splitter 2 splits the laser light into two light beams. To divide. On the output side of the light modulation optical system (B), an optical multiplexer 3 that multiplexes the two light beams thus branched is arranged. Although both the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3 are polarization beam splitters, a semi-transparent mirror having little or no polarization characteristics can be used instead. The first orthogonal reflection surfaces 6a and 6b and the second orthogonal reflection surfaces 7a and 7a are arranged in parallel between the optical splitter 2 and the optical multiplexer 3.
And 7b. As the optical system that divides the light from the light source means (A) into two and combines them again, a two-path interference optical system similar to a Michelson interferometer or a Mach-Zehnder interferometer is suitable.
【００４９】光分割器２の分割面を透過した光束は、第
１の直交反射面の一方の反射面６ａで反射された後に、
図示省略した可動ステージに固定された第１のコーナー
キューブ４ａに向かう。このコーナーキューブ４ａで反
射された光束が第１の直交反射面の他方の反射面６ｂで
反射されて光合波器３に入射する。４ｂはその可動ステ
ージを介してコーナーキューブ４ａを変位させる変位器
を示し、コーナーキューブ４ａ、可動ステージ及び変位
器４ｂより光遅延手段４が構成されている。この変位器
４ｂを用いてコーナーキューブ４ａを移動させることに
より、一方の光束に所定量だけ遅延を生じさせることが
できる。ここで、コーナーキューブ４ａの代わりに、２
枚の鏡或いは直角プリズム等を用いても良い。The light beam transmitted through the split surface of the light splitter 2 is reflected by one of the first orthogonal reflecting surfaces 6a, and then,
It goes to the first corner cube 4a fixed to a movable stage (not shown). The light beam reflected by the corner cube 4a is reflected by the other reflecting surface 6b of the first orthogonal reflecting surface and enters the optical multiplexer 3. Reference numeral 4b denotes a displacer for displacing the corner cube 4a via the movable stage, and the corner cube 4a, the movable stage and the displacer 4b constitute the optical delay means 4. By moving the corner cube 4a using the displacement device 4b, it is possible to delay one of the light fluxes by a predetermined amount. Here, instead of the corner cube 4a, 2
A single mirror or a right-angle prism may be used.
【００５０】光分割器２の分割面で反射された光束は、
第２の直交反射面の一方の反射面７ａで反射された後
に、位相変調手段５に入射する。位相変調手段５として
は、一般に電気光学結晶を用いたものがよく知られてい
るが、本実施例においては、一端が固定され他端にコー
ナーキューブ５ａが固定された圧電素子５ｂを用いてい
る。そして、交流駆動電源５ｃにより圧電素子５ｂに所
定の周波数ｆの交流電圧を印加することによって、周波
数ｆの位相変調手段を構成している。ここで、コーナー
キューブ５ｂの代わりに分散の小さな直角プリズム等を
用いても良い。位相変調手段５を通過した光束は、第２
の直交反射面７ｂで反射されて光合波器３に入射する。The light flux reflected by the split surface of the light splitter 2 is
After being reflected by one of the reflecting surfaces 7 a of the second orthogonal reflecting surfaces, it enters the phase modulating means 5. As the phase modulation means 5, generally one using an electro-optic crystal is well known, but in this embodiment, a piezoelectric element 5b having one end fixed and a corner cube 5a fixed at the other end is used. . Then, by applying an AC voltage of a predetermined frequency f to the piezoelectric element 5b by the AC driving power supply 5c, a phase modulation unit of the frequency f is configured. Here, instead of the corner cube 5b, a rectangular prism having a small dispersion may be used. The light flux that has passed through the phase modulation means 5 is
The light is reflected by the orthogonal reflection surface 7b and enters the optical multiplexer 3.
【００５１】本実施例では、光分割器２の透過光路上に
光遅延手段４を、反射光路上に位相変調手段５を配置し
たが、これに限らず、逆の配置でも可能であり、また光
遅延手段と位相変調手段とを共に一方の光路上に配置す
ることも可能である。In this embodiment, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5 are arranged on the transmission optical path and the reflection optical path of the optical splitter 2, but the arrangement is not limited to this, and the reverse arrangement is also possible. It is also possible to arrange both the optical delay means and the phase modulation means on one optical path.
【００５２】これら光分割器２、光合波器３、光遅延手
段４及び位相変調手段５により光変調光学系（Ｂ）が構
成されている。この光変調光学系（Ｂ）内の２光束が光
合波器３で合波され、適当なレンズ系８を通して試料室
２１中の被検試料２０に照射される。試料室２１は必要
に応じて冷却できる。An optical modulation optical system (B) is constituted by the optical splitter 2, the optical multiplexer 3, the optical delay means 4 and the phase modulation means 5. The two light fluxes in the light modulation optical system (B) are combined by the optical combiner 3 and irradiated onto the sample 20 to be inspected in the sample chamber 21 through an appropriate lens system 8. The sample chamber 21 can be cooled if necessary.
【００５３】被検試料２０の光スポット形成部における
蛍光若しくは燐光による発光、照射レーザー光の反射
光、透過光、回折光若しくは散乱光等をうまく検出でき
るよう、光電子増倍管よりなる検出器９を配置する。検
出器９の前には必要に応じてフィルターを挿入する。こ
こで、検出器９の位置は、図の位置に限定されるもので
はなく、透過光を検出する配置にあっても良い。A detector 9 composed of a photomultiplier tube so that light emission due to fluorescence or phosphorescence in the light spot forming portion of the test sample 20, reflected light of transmitted laser light, transmitted light, diffracted light or scattered light, etc. can be detected well. To place. A filter is inserted in front of the detector 9 if necessary. Here, the position of the detector 9 is not limited to the position shown in the drawing, and may be an arrangement for detecting transmitted light.
【００５４】検出器９は光電変換により入射光量に応じ
た信号を出力し、この検出器９から出力される信号のな
かから位相変調周波数の２倍の変調成分のみがロックイ
ンアンプ３１により増幅される。増幅された信号は、光
遅延器４による遅延時間に応じて、電気信号処理装置４
０を介してデータ処理装置５０の中に蓄えられ解析され
る。The detector 9 outputs a signal corresponding to the amount of incident light by photoelectric conversion, and of the signals output from the detector 9, only the modulation component having twice the phase modulation frequency is amplified by the lock-in amplifier 31. It The amplified signal corresponds to the delay time of the optical delay device 4 and the electric signal processing device 4
It is stored in the data processor 50 via 0 and analyzed.
【００５５】以上の如き本実施例の光学的病理検査装置
により、被検試料としてローダミン６４０染色人肝臓組
織の正常組織および腫瘍組織を用いて検査を行ったとこ
ろ、両者を明確に区別することができた。即ち、人肝臓
組織の正常・異常を区別でき、非常に高感度な病理検査
が可能であった。染色色素としては、テキサスレッドお
よびその誘導体を用いても同様な結果が得られた。被検
試料としては、組織試料に限らず細胞試料であっても可
能であった。ここで、実験条件は試料温度５ケルビン、
レーザー光源１のレーザー光として波長が６００ｎｍ付
近のレーザー光であり、位相変調器５の位相変調周波数
は２０ＫＨｚであった。光遅延器４のステージ位置を走
査しながら４０ＫＨｚの電気信号のみをロックインアン
プ３１により増幅記録すると、光学的位相緩和時間が得
られ、その情報を基に客観的な検査結果を出すことがで
きた。When the optical pathological examination apparatus of the present embodiment as described above was used to examine normal tissue and tumor tissue of rhodamine 640-stained human liver tissue as test samples, they were clearly distinguished. did it. That is, it was possible to distinguish between normal and abnormal human liver tissue, and a very sensitive pathological examination was possible. Similar results were obtained using Texas Red and its derivatives as the dye. The test sample was not limited to a tissue sample and could be a cell sample. Here, the experimental condition is a sample temperature of 5 Kelvin,
The laser light of the laser light source 1 was a laser light having a wavelength near 600 nm, and the phase modulation frequency of the phase modulator 5 was 20 KHz. When only the 40 KHz electric signal is amplified and recorded by the lock-in amplifier 31 while scanning the stage position of the optical delay device 4, an optical phase relaxation time is obtained, and an objective inspection result can be obtained based on the information. It was
【００５６】第２の実施例によれば、非常に高感度な光
学的病理検査装置を提供できる。本光学的病理検査装置
を用いれば、従来の病理検査装置では検出できなかった
組織・細胞における微妙な変化を検出でき、非常に高感
度な病理検査が可能になる。According to the second embodiment, it is possible to provide a highly sensitive optical pathological examination apparatus. By using this optical pathological examination apparatus, it is possible to detect subtle changes in tissues and cells, which could not be detected by the conventional pathological examination apparatus, and it becomes possible to carry out a highly sensitive pathological examination.
【００５７】[0057]
【発明の効果】本発明は単純な構成の光エコー顕微鏡を
提供する。本発明の光エコー顕微鏡を用いれば、光学顕
微鏡による形態観察と共に光エコー測定による被検物体
の物理化学情報を得ることができる。また、本発明によ
れば、光エコー測定部分を容易に従来の光学顕微鏡に組
み込むことができ、光エコー顕微鏡の利用分野を広げる
ことができる。The present invention provides a light echo microscope having a simple structure. By using the optical echo microscope of the present invention, it is possible to obtain physicochemical information of the object to be inspected by optical echo measurement as well as morphological observation with the optical microscope. Further, according to the present invention, the optical echo measurement portion can be easily incorporated into the conventional optical microscope, and the field of use of the optical echo microscope can be expanded.
【００５８】また、被検物質の分子レベルでの構造・組
成変化を検出し得る光学的病理検査装置を提供できる。Further, it is possible to provide an optical pathological examination apparatus capable of detecting structural / compositional changes at the molecular level of a test substance.
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図１】本発明による光エコー顕微鏡の実施例を示す構
成図である。FIG. 1 is a configuration diagram showing an embodiment of a light echo microscope according to the present invention.
【図２】光エコー顕微鏡の測定原理の説明図である。FIG. 2 is an explanatory diagram of a measurement principle of an optical echo microscope.
【図３】本発明による光学的病理検査装置の実施例を示
す構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram showing an embodiment of an optical pathological examination apparatus according to the present invention.
【符号の説明】 １ 光源 ２ 光分割器 ３ 光合波器 ４ 光遅延手段 ５ 光変調手段 １１ 対物光学系 １２ 光検出器 ３０ 制御手段 ４０ 電気信号処理装置 ５０ データ処理装置DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 light source 2 optical splitter 3 optical multiplexer 4 optical delaying means 5 optical modulating means 11 objective optical system 12 photodetector 30 control means 40 electrical signal processing device 50 data processing device
Claims (5)
ー顕微鏡であって、 光を供給するレーザー光源と、 該レーザー光源からの光を２光束に分割する光分割器
と、 該光分割器により分岐された２光束の一方の光路中に配
置される光遅延器と、 該２光束のうちの一方の光を所定の周波数で位相変調す
るための位相変調器と、 該２光束を合波する光合成器と、 該合波された光束を被検物体上に導いて光スポットを形
成するための照射光学系と、 前記被検物体からの光を検出する光検出器と、 前記光検出器の出力信号から前記位相変調器の変調周波
数の偶数倍の変調成分を抽出して、遅延時間に応じた光
エコーの強度を出力する信号処理手段とを有することを
特徴とする光エコー顕微鏡。1. An optical echo microscope for observing an object to be inspected by an optical echo, comprising a laser light source for supplying light, an optical splitter for splitting the light from the laser light source into two light beams, and the optical splitter. An optical delay unit disposed in the optical path of one of the two light fluxes branched by the optical modulator, a phase modulator for phase-modulating one of the two light fluxes at a predetermined frequency, and a combination of the two light fluxes. An optical combiner for forming an optical spot by guiding the combined light flux onto an object to be inspected, a photodetector for detecting light from the object to be inspected, and the photodetector And a signal processing means for extracting a modulation component of an even multiple of the modulation frequency of the phase modulator from the output signal of and outputting the intensity of the optical echo according to the delay time.
目する光吸収帯の光学的位相緩和時間よりも短い時間コ
ヒーレンスを有することを特徴とする請求項１記載の光
エコー顕微鏡。2. The optical echo microscope according to claim 1, wherein the laser light source has a time coherence shorter than an optical phase relaxation time of a light absorption band of interest to the object to be inspected.
し、 前記照射光学系は、光学顕微鏡の視野内の被検物体の１
点に前記合波された光束を集光し、 前記光検出器及び前記信号処理手段は、被検物体からの
光を検出し、処理することを特徴とする光エコー顕微
鏡。3. The optical echo microscope has an optical microscope, and the irradiation optical system is one of the objects to be inspected in the visual field of the optical microscope.
An optical echo microscope, wherein the combined light flux is condensed at a point, and the photodetector and the signal processing means detect and process light from an object to be inspected.
を特徴とする光エコー顕微鏡。4. The optical echo microscope according to claim 3, wherein the irradiation optical system is an objective optical system of an optical microscope.
的位相緩和時間よりも短い時間コヒーレンスを有する光
を供給する光源手段、該光源手段からの光を２光束に分
割する光分割器と、 該光分割器により分岐された２光束の一方の光路中に配
置された光遅延器と、該２光束のうちの一方の光を所定
の周波数で位相変調するための位相変調器と、 該２光束を合波する光合成器と、 該合波された光束を被検物体上に導いて光スポットを形
成するための照射光学系と、 前記被検物体からの光を検出する光検出器の出力信号か
ら前記位相変調器の変調周波数の偶数倍の変調成分を抽
出する信号処理手段とを有することを特徴とする光エコ
ー顕微鏡。5. Light source means for supplying light having a coherence time shorter than an optical phase relaxation time of a light absorption band of interest to an object to be inspected, and light splitting for dividing the light from the light source means into two light beams. And an optical delay device arranged in one optical path of the two light beams split by the optical splitter, and a phase modulator for phase-modulating one light of the two light beams at a predetermined frequency. An optical combiner for combining the two light fluxes, an irradiation optical system for guiding the combined light fluxes onto an object to be inspected to form a light spot, and light detection for detecting light from the object to be inspected And a signal processing means for extracting a modulation component of an even multiple of the modulation frequency of the phase modulator from the output signal of the optical modulator.
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4284701A JPH06138027A (en) | 1992-09-14 | 1992-10-22 | Optical echo microscope |
| US08/120,874 US5589936A (en) | 1992-09-14 | 1993-09-10 | Optical measuring apparatus for measuring physichemical properties |
| EP93114757A EP0588301A2 (en) | 1992-09-14 | 1993-09-14 | Optical measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4-244637 | 1992-09-14 | ||
| JP24463792 | 1992-09-14 | ||
| JP4284701A JPH06138027A (en) | 1992-09-14 | 1992-10-22 | Optical echo microscope |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06138027A true JPH06138027A (en) | 1994-05-20 |
Family
ID=26536827
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4284701A Pending JPH06138027A (en) | 1992-09-14 | 1992-10-22 | Optical echo microscope |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06138027A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5648221A (en) * | 1993-06-14 | 1997-07-15 | Nikon Corporation | Optical inspection method |
-
1992
- 1992-10-22 JP JP4284701A patent/JPH06138027A/en active Pending
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| US5648221A (en) * | 1993-06-14 | 1997-07-15 | Nikon Corporation | Optical inspection method |
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